JP2020533050A - 心室フォーカルアブレーションのためのシステム、装置、及び方法 - Google Patents

Abstract

電気穿孔アブレーション療法のためのシステム、デバイス、及び方法が開示され、システムが、医療アブレーション療法のためのパルス波形信号生成器を含み、心内膜アブレーションデバイスが、組織へのフォーカルアブレーションパルス送達のための膨張可能な部材及び少なくとも１つの電極を含む。信号生成器が、パルス波形の形態で電圧パルスをアブレーションデバイスに送達し得る。システムが、ペーシング信号の生成のため、及びペーシング信号と同期したパルス波形のシーケンス化された送達のための心臓刺激装置を含み得る。【選択図】図１１

Description

関連出願の相互参照
[0001] 本出願は、２０１７年９月１２日に出願された米国仮出願第６２／５５７，３９０号に対する優先権を主張するものであり、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。

[0002] 組織治療のためのパルス電界の生成は、過去２０年間で研究室用途から臨床的用途に移っているが、高い電圧及び大きい電界の短時間のパルスが組織に与える効果は、過去４０年以上にわたって調査されている。短時間の高ＤＣ電圧を組織に印加することは、典型的に、１センチメートルあたり数百ボルトの範囲で局所的に高い電界を生成し、これは、細胞膜に細孔を生成することによって、細胞膜を破壊する。この電気的に駆動される細孔生成又は電気穿孔の正確なメカニズムが継続して研究されているが、比較的短時間の大きな電界を適用することにより、細胞膜の脂質二重層に非安定性をもたらし、細胞膜に局所的なギャップ又は細孔の分布の出現を引き起こすと考えられている。この電気穿孔は、膜に印加された電界が閾値よりも大きい場合、不可逆的となる可能性があり、その結果、細孔が閉じず、かつ開いたままになり、それにより生体分子材料が膜にわたって交換され、壊死及び／又はアポトーシス（細胞死）を引き起こす。その後、周囲の組織は、自然に治癒し得る。

[0003] パルスＤＣ電圧は適正な条件下で電気穿孔を駆動し得るが、健康な組織への損傷を最小化しつつ、関心領域にある心内膜組織に選択的に、高ＤＣ電圧電気穿孔アブレーション療法を効果的に送達する、薄く、可撓性であり、非侵襲的なデバイスに対する需要は、依然として満たされていない。

[0004] 本明細書において、不可逆的電気穿孔により組織をアブレーションするためのシステム、デバイス、及び方法が説明される。一般に、組織にパルス波形を送達するための装置は、長手方向軸を画定するカテーテルシャフトを含み得る。膨張可能な部材は、カテーテルシャフトの遠位端に結合され得る。膨張可能な部材は、１組の電気的伝導性部分を含む外部表面を有し得る。第１の組の電極は、カテーテルシャフトの表面上に形成され得る。第２の組の電極は、カテーテルシャフトの表面上の第１の組の電極の遠位に形成され得る。第２の組の電極は、膨張可能な部材の外部表面に電気的に結合され得、かつ第１の組の電極から電気的に絶縁され得る。

[0005] いくつかの実施形態では、装置は、長手方向軸を画定するカテーテルを含み得る。膨張可能な部材は、カテーテルシャフトの遠位端に結合され得る。第１の組の電極は、カテーテルシャフトの表面上に形成され得る。第２の電極は、膨張可能な部材上に形成され得、かつ第１の組の電極から電気的に絶縁され得る。

[0006] いくつかの実施形態では、装置は、長手方向軸を画定するカテーテルを含み得る。膨張可能な部材は、カテーテルシャフトの遠位端に結合され得る。第１の組の電極は、膨張可能な部材上に形成され得、かつ膨張可能な部材の赤道面の近位に配置され得る。第２の組の電極は、膨張可能な部材上に形成され得、かつ膨張可能な部材の赤道面の遠位に配置され得る。第２の組の電極は、第１の組の電極から電気的に絶縁され得る。

[0007] いくつかの実施形態では、システムは、パルス波形を生成するように構成された信号生成器を含み得る。アブレーションデバイスは、信号生成器に結合され得、かつパルス波形を受信するように構成され得る。アブレーションデバイスは、ハンドルと、長手方向軸を画定するカテーテルシャフトと、カテーテルシャフトの遠位端に結合された膨張可能な部材と、を含み得る。膨張可能な部材は、１組の電気的伝導性部分を含む外部表面を有し得る。第１の組の電極は、カテーテルシャフトの表面上に形成され得る。第２の組の電極は、カテーテルシャフトの表面上の第１の組の電極の遠位に形成され得る。第２の組の電極は、膨張可能な部材の外部表面に電気的に結合され得、かつ第１の組の電極から電気的に絶縁され得る。

[0008] いくつかの実施形態では、装置は、長手方向軸を画定するカテーテルを含み得る。環状の膨張可能な部材は、カテーテルシャフトの遠位端に結合され得る。膨張可能な部材は、それを通る環状の膨張可能な部材内腔を画定し得る。第１の電極は、環状の膨張可能な部材の遠位端に配置され得る。第１の電極は、実質的に平面状の部分を有し得る。第２の電極は、環状の膨張可能な部材内腔から遠位端に延在し得、かつ第１の電極か離間し得る。

[0009] いくつかの実施形態では、第１の組の電極は、パルス波形の送達中に、第２の組の電極の極性とは反対の極性を有し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極は、パルス波形の送達中に、第２の電極の極性とは反対の極性を有し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極は、パルス波形の送達中に、第２の組の電極の極性とは反対の極性を有し得る。

[0010] いくつかの実施形態では、カテーテルシャフトは、第１の組の電極と第２の組の電極との間に形成された偏向可能な部分を含み得る。偏向可能な部分は、長手方向軸に対して約２１０度まで、第２の組の電極及び膨張可能な部材を含むカテーテルの一部分を偏向させるように構成され得る。いくつかの実施形態では、流体源は、膨張可能な部材に結合され得、かつ膨張可能な部材を膨張させるように構成され得る。

[0011] いくつかの実施形態では、第１の組の電極のうちの１つ以上の電極、及び第２の組の電極のうちの１つ以上の電極は、それに関連付けられた絶縁導線を有し得、絶縁導線は、その対応する絶縁体の絶縁破壊を伴わずに、少なくとも約７００Ｖの電位を維持するように構成され得、絶縁導線は、カテーテルシャフトの内腔内に配置され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極のうちの１つ以上の電極、及び第２の電極は、それに関連付けられた絶縁導線を有し得、絶縁導線は、対応する絶縁体の絶縁破壊を伴わずに、少なくとも約７００Ｖの電位を維持するように構成され得、絶縁導線は、カテーテルシャフトの内腔内に配置され得る。

[0012] いくつかの実施形態では、第１の組の電極のうちの１つ以上の電極、及び第２の組の電極のうちの１つ以上の電極は、独立してアドレス可能であり得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極のうちの１つ以上の電極、及び第２の電極は、独立してアドレス可能であり得る。

[0013] いくつかの実施形態では、第１の組の電極の最遠位電極は、第２の組の電極の最近位電極から約２ｍｍ〜約１０ｍｍ離間し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極の最遠位電極は、膨張可能な部材の近位端から少なくとも約５ｍｍ離間し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極は、約１ｍｍ〜約１２ｍｍの長さを有するカテーテルシャフトの一部分上に形成され得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材は、その赤道面において約５ｍｍ〜約１５ｍｍの断面直径を有する。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材は、約２２ｍｍまでの長さを有し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極の各電極は、約１ｍｍ〜約５ｍｍの幅を有し、かつ第１の組の電極の隣接する電極は、約１ｍｍ〜約５ｍｍ離間している。

[0014] いくつかの実施形態では、膨張可能な部材は、近位から遠位方向において非対称形状を有し得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材は、球根状形状を有し得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材は、多面体形状を有し得る。いくつかの実施形態では、生体適合性コーティングは、膨張可能な部材の外部表面上に形成され得る。いくつかの実施形態では、カテーテルの遠位端は、膨張可能な部材の内部容積内に延在し得る。いくつかの実施形態では、１組のスプラインは、カテーテル及び膨張可能な部材の内部表面に結合され得る。１組のスプラインは、１組のスプラインが長手方向軸に対してほぼ平行である第１の構成と、１組のスプラインが長手方向軸から離れて偏倚する第２の構成との間を移行するように、長手方向軸に沿って並進するように構成され得る。

[0015] いくつかの実施形態では、パルス波形は、第１の組のパルスの形態のパルス波形の階層の第１のレベルを含み得、各パルスは、パルス時間持続期間を有し、第１の時間間隔は、連続するパルスを分離する。パルス波形の階層の第２のレベルは、第２の組のパルスとして、複数の第１の組のパルスを含み、第２の時間間隔は、連続する第１の組のパルスを分離し、第２の時間間隔は、第１の時間間隔の持続期間の少なくとも３倍である。パルス波形の階層の第３のレベルは、第３の組のパルスとして、複数の第２の組のパルスを含み、第３の時間間隔は、連続する第２の組のパルスを分離し、第３の時間間隔は、第２のレベルの時間間隔の持続期間の少なくとも３０倍である。いくつかの実施形態では、パルス波形は、パルス波形の階層の第４のレベルを含み、第４の組のパルスとして、複数の第３の組のパルスを含み、第４の時間間隔は、連続する第３の組のパルスを分離し、第４の時間間隔は、第３のレベルの時間間隔の持続期間の少なくとも１０倍である。

[0016] いくつかの実施形態では、カテーテルシャフトの遠位部分は、放射線不透過性部分をさらに含む。いくつかの実施形態では、カテーテルシャフトは、それを通るシャフト内腔を画定する。いくつかの実施形態では、第１の組の電極は、カテーテルシャフトの遠位部分上に形成されている。

[0017] いくつかの実施形態では、膨張可能な部材の外部表面上に電極が形成されていない。いくつかの実施形態では、伝導性要素は、膨張可能な部材の表面上に形成され得る。いくつかの実施形態では、伝導性要素は、膨張可能な部材の端部間に延在する１組の離間した伝導性ストライプを含み得る。いくつかの実施形態では、伝導性要素は、第２の組の電極に電気的に接続され得る。いくつかの実施形態では、１組のストライプの各ストライプは、膨張可能な部材の近位端及び遠位端のうちの１つ以上において交差し得る。

[0018] いくつかの実施形態では、伝導性要素は、１組の開口部を画定するインターレース構造を含み得る。いくつかの実施形態では、第１の伝導性要素は、膨張可能な部材の外部表面上に配置され得、かつ第２の伝導性要素は、膨張可能な部材の内部表面上に配置され得る。第１の伝導性要素は、パルス波形の送達中に、第２の伝導性要素とは反対の極性を有し得る。

[0019] いくつかの実施形態では、第１の伝導性要素は、膨張可能な部材の外部表面上に配置され、かつ第２の伝導性要素が膨張可能な部材の内部表面上に配置され得る。第１の伝導性要素は、パルス波形の送達中に、第２の伝導性要素とは反対の極性を有し得る。

[0020] いくつかの実施形態では、第１の組の電極は、カテーテルシャフトの外部表面上に配置され得、かつ第２の組の電極の１つ以上の電極は、カテーテルシャフトの内部表面上に配置され得る。いくつかの実施形態では、第２の電極は、電気生理学データを受信するように構成され得る。いくつかの実施形態では、第２の電極は、遠位電極であり得る。いくつかの実施形態では、第２の電極は、膨張可能な部材の外部表面上に形成された唯一の電極であり得る。

[0021] いくつかの実施形態では、膨張可能な部材の遠位端は、膨張可能な部材の近位端から離れて面する凹状表面を有し得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材は、１組の湾曲面を有し得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極のうちの少なくとも１つの電極は、膨張可能な部材の１つの面上に形成される。いくつかの実施形態では、第２の組の電極の１つ以上の電極は、凹状であり得る。

[0022] いくつかの実施形態では、膨張可能な部材は、１組の湾曲した縁部を有し得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極の各電極は、約３ｍｍ〜約１５ｍｍの直径を有し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極の最遠位電極は、膨張可能な部材の近位端から少なくとも約３ｍｍ離間し得る。いくつかの実施形態では、膨張されたときの膨張可能な部材は、その最大部分において約６ｍｍ〜約２２ｍｍの断面直径を有し得る。

[0023] いくつかの実施形態では、膨張されたときの環状の膨張可能な部材は、約１０ｍｍ〜約１５ｍｍの直径を有し得る。いくつかの実施形態では、第２の電極は、約２ｍｍ〜約１０ｍｍの長さを有し得る。いくつかの実施形態では、環状の膨張可能な部材内腔は、約４ｍｍ〜約１５ｍｍの直径を有し得る。

[0024] いくつかの実施形態では、第２の組の電極は、第１の組の電極と第２の電極との間の膨張可能な部材上に形成され得る。いくつかの実施形態では、第２の電極は、独立してアドレス可能であり得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極の各電極は、独立してアドレス可能であり得る。

[0025] いくつかの実施形態では、第２の組の電極は、長手方向軸に対してほぼ垂直である近似平面上の膨張可能な部材上に形成され得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極の各電極は、円形又は楕円形の形状を有し得る。いくつかの実施形態では、楕円形形状を有する第２の組の電極の各電極の長軸は、長手方向軸に対して実質的に平行であり得る。

[0026] いくつかの実施形態では、第２の組の電極は、膨張可能な部材の遠位端に形成された遠位電極を含み得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極の各電極は、円形又は楕円形形状を有し得る。いくつかの実施形態では、遠位電極を除く楕円形形状を有する第２の組の電極の各電極の長軸は、長手方向軸に対して実質的に平行である。

[0027] いくつかの実施形態では、不可逆的電気穿孔を介したフォーカルアブレーションの方法は、アブレーションデバイスを心内膜壁に向かって前進させるステップを含む。アブレーションデバイスは、長手方向軸を画定するカテーテルシャフトと、カテーテルシャフトの遠位端に結合された膨張可能な部材と、を含み得る。膨張可能な部材は、１組の電気的伝導性部分を含む外部表面を有し得る。第１の組の電極は、カテーテルシャフトの表面上に形成され得る。第２の組の電極は、カテーテルシャフトの表面上の第１の組の電極の遠位に形成され得る。第２の組の電極は、膨張可能な部材の外部表面上に電気的に結合され得、かつ第１の組の電極から電気的に絶縁され得る。パルス波形は、生成され得る。パルス波形は、アブレーションデバイスを介して心内膜壁に送達され得る。

[0028] いくつかの実施形態では、第１の組の電極及び第２の組の電極のうちの一方は、アノードとして構成され得る。第１の組の電極及び第２の組の電極うちの他方は、カソードとして構成され得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスの膨張可能な部材は、第１の構成から第２の構成に移行され得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材を第１の構成から第２の構成に移行させることは、膨張可能な部材に生理食塩水を注入することを含む。いくつかの実施形態において、パルス電界アブレーションエネルギーは、アブレーションデバイスの第１の組の電極及び第２の組の電極を通して、送達され得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスは、約２００Ｖ／ｃｍ〜約８００Ｖ／ｃｍの電界強度を生成するように構成されている。

[0029] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスは、ハンドルを含み得る。方法は、ハンドルを使用して、アブレーションデバイスの一部分を偏向させるステップをさらに含み得る。いくつかの実施形態では、心内膜壁の第１の電気生理学データは、記録され得る。心内膜壁の第２の電気生理学データは、パルス波形を送達した後に記録され得る。いくつかの実施形態では、第１の電気生理学データ及び第２の電気生理学データは、心内膜壁の心内ＥＣＧ信号データを含み得る。いくつかの実施形態では、診断カテーテルは、心内膜壁の中に前進され得、かつ診断カテーテルを使用して、第１の電気生理学データ及び第２の電気生理学データを記録し得る。いくつかの実施形態では、第１の電気生理学データ及び第２の電気生理学データは、第２の構成におけるアブレーションデバイスを使用して記録され得る。

[0030] いくつかの実施形態では、方法は、経中隔開口部を左心房の中に創出するステップと、ガイドワイヤ及びシースを、経中隔開口部を通して左心房の中に前進させるステップと、アブレーションデバイスを、ガイドワイヤの上で心室の中に前進させるステップと、を含み得る。いくつかの実施形態では、方法は、患者において第１のアクセス部位を創出するステップと、ガイドワイヤを、第１のアクセス部位を通して右心房の中に前進させるステップと、拡張器及びシースを、ガイドワイヤの上で右心房の中に前進させるステップと、拡張器を、右心房から左心房の中に心房中隔を通して前進させて、経中隔開口部を創出するステップと、拡張器を使用して、経中隔開口部を拡張するステップと、を含み得る。いくつかの実施形態では、第２のアクセス部位は、心臓刺激器を前進させるために、患者において創出され得る。いくつかの実施形態では、方法は、心臓刺激器を右心室の中へ前進させるステップと、心臓刺激器を使用して、心臓の心臓刺激のためのペーシング信号を生成するステップと、心臓刺激器を使用して、心臓にペーシング信号を適用するステップを含み得、パルス波形は、ペーシング信号と同期して生成される。

[0031] いくつかの実施形態では、方法は、１つ以上のステップ中に、アブレーションデバイスの放射線不透過性部分を蛍光透視下で撮像するステップを含み得る。いくつかの実施形態では、第１のアクセス部位は、大腿静脈である。いくつかの実施形態では、心房中隔は、卵円窩を含む。いくつかの実施形態では、心内膜壁は、心室である。

[0032] いくつかの実施形態では、パルス波形は、第１の組のパルスの形態のパルス波形の階層の第１のレベルを含み得、各パルスは、パルス時間持続期間を有し、第１の時間間隔は、連続するパルスを分離する。パルス波形の階層の第２のレベルは、第２の組のパルスとして、複数の第１の組のパルスを含み、第２の時間間隔は、連続する第１の組のパルスを分離し、第２の時間間隔は、第１の時間間隔の持続期間の少なくとも３倍である。パルス波形の階層の第３のレベルは、第３の組のパルスとして、複数の第２の組のパルスを含み、第３の時間間隔は、連続する第２の組のパルスを分離し、第３の時間間隔は、第２のレベルの時間間隔の持続期間の少なくとも３０倍である。いくつかの実施形態では、パルス波形は、パルス波形の階層の第４のレベルを含み、第４の組のパルスとして、複数の第３の組のパルスを含み、第４の時間間隔は、連続する第３の組のパルスを分離し、第４の時間間隔は、第３のレベルの時間間隔の持続期間の少なくとも１０倍である。

実施形態による、電気穿孔システムのブロック図である。 実施形態による、様々な構成のアブレーションデバイスの側面図であり、膨張していないアブレーションデバイスの側面図である。 膨張したアブレーションデバイスの側面図である。 膨張したアブレーションデバイスの別の実施形態の側面図である。 膨張したアブレーションデバイスの別の実施形態の側面図である。 他の実施形態による、アブレーションデバイスの側面図である。 実施形態による、組織アブレーションのための方法を例解する。 実施形態による、組織アブレーションのための方法を例解する。 他の実施形態による、アブレーションデバイスの側面図及び斜視図であり、アブレーションデバイスの側面図である。 図５Ａに描かれたアブレーションデバイスの断面側面図である。 アブレーションデバイスの別の実施形態の断面側面図である。 図５Ｃに描かれたアブレーションデバイスの斜視図である。 図５Ｃに描かれたアブレーションデバイスの断面側面図である。 アブレーションデバイスの別の実施形態の斜視図である。 図５Ｆに描かれたアブレーションデバイスの斜視図である。 図５Ｆに描かれたアブレーションデバイスの斜視図である。 アブレーションデバイスの別の実施形態の斜視図である。 図５Ｉに描かれたアブレーションデバイスの断面側面図である。 実施形態による、各パルスに対して画定されたパルス幅を有する一連の電圧パルスを示す例示的な波形である。 実施形態による、パルス幅、パルス間の間隔、及びパルスのグループ分けを示す、パルスの階層を概略的に例解する。 実施形態による、異なるレベルの入れ子型階層を表示する単相パルスの入れ子型階層の概略例解図を提供する。 実施形態による、異なるレベルの入れ子型階層を表示する二相性パルスの入れ子型階層の概略例解図である。 実施形態による、心房及び心室の不応期とともに、かつ不可逆的電気穿孔アブレーションの時間窓を示す、心電図及び心臓ペーシング信号の時系列を概略的に例解する。 他の実施形態による、アブレーションデバイスの側面図である。 他の実施形態による、アブレーションデバイスの側面図である。 他の実施形態による、アブレーションデバイスの側面図である。 他の実施形態による、アブレーションデバイスの側面図である。 他の実施形態による、アブレーションデバイスの側面図である。

[0048] 本明細書において、不可逆的電気穿孔により組織をアブレーションするためのシステム、デバイス、及び方法が説明される。一般に、組織にパルス波形を送達するためのシステムは、パルス波形を生成するように構成された信号生成器と、信号生成器に結合されパルス波形を受信するように構成されたアブレーションデバイスを含み得る。アブレーションデバイスは、不可逆的電気穿孔により組織をアブレーションするエネルギーを送達するために、カテーテルシャフトの遠位端に結合された伝導性膨張可能な部材（例えば、バルーン）を含み得る。伝導性金属パターンは、膨張可能な部材の外部表面上に配置され得る。１つ以上の電極は、カテーテルシャフトの表面上の膨張可能な部材の近位に形成され得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスは、双極子を形成する１つ以上の電極及び膨張可能な部材を介して、使用中に、組織にパルス波形を送達するように構成され得る。いくつかの実施形態において、容量性電圧送達は、膨張可能な部材壁の厚さにわたる二相性波形を使用して提供され得る。本明細書において説明されるアブレーションデバイスの実施形態は、電極として機能するアブレーションデバイスの膨張可能な部材を通って不可逆的な電気穿孔に十分なエネルギーを組織に送達し得る。膨張可能な部材は、電界及び対応するフォーカルアブレーション病変が生成されるように膨張可能である。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスは、心室壁に広く、かつ深いアブレーションを形成するために好適であり得る、約２ｍｍ〜約１５ｍｍ以上の深さでフォーカルアブレーション病変を形成し得る

[0049] いくつかの実施形態では、本明細書において説明されるアブレーションデバイスは、心室で発生し、心臓脱分極信号が正常回路を完了せず、むしろ、ループバックなどの代替回路（例えば、リエントラント回路）による不整脈を引き起こす可能性がある心室性不整脈（例えば、リエントラント心室性頻拍）の治療に有用であり得る。例えば、本明細書において説明されるアブレーションデバイスは、リエントラント回路を電気的に分離及び／又は破壊するために、瘢痕組織の１つ以上の部分をアブレーションし得る瘢痕の均質化又は「減量」に使用し得る。本明細書において説明されるシステム、デバイス、及び方法は、心内膜アプローチを使用して１つ以上のフォーカルアブレーション病変を創出するために使用し得、他の実施形態では心外膜アプローチで使用し得る。

[0050] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスは、ＥＣＧ信号を受信するように構成され、かつ患者の解剖学的マップを生成するために使用される１つ以上の電極を含み得る。例えば、ＥＣＧ記録電極は、膨張可能な部材及びカテーテルシャフトのうちの１つ以上に配置され得る。これにより、アブレーションデバイスは、組織のマッピング及びアブレーションの両方を行うことができ、それにより、別個のマッピングカテーテルが使用されないときのコスト、複雑さ、及び手技時間が削減される。

[0051] 本明細書において説明されるシステム、デバイス、及び方法を使用して、所望の関心領域に大きな電界の大きさを生成し、不可逆的な電気穿孔を生成し得る。本明細書において説明される不可逆的電気穿孔システムは、信号生成器と、１つ以上の電圧パルス波形を、アブレーションデバイスの選択された組の電極及び膨張可能な部材に適用して、関心領域にエネルギー（例えば、心室内の１組の組織に対するアブレーションエネルギー）を送達するように構成されたプロセッサと、を含み得る。本明細書で開示されるパルス波形は、様々な心不整脈（例えば、心房細動、再入心室性不整脈、心室頻拍など）の治療的処置を支援し得る。信号生成器によって生成されるパルス波形を送達するために、アブレーションデバイスの１つ以上の電極は、その対応する絶縁体の絶縁破壊を伴わずに、少なくとも約７００Ｖの電位を維持するように構成されている絶縁導線を有し得る。いくつかの実施形態では、電極のうちの少なくともいくつかは、各電極が、デバイスのいかなる他の電極からも独立して制御され（例えば、エネルギーを送達し）得るように、独立してアドレス可能であり得る。このようにして、電極は、組織の電気穿孔のために相乗的に異なるタイミングで異なるエネルギー波形を送達し得る。

[0052] 本明細書で使用される「電気穿孔」という用語は、細胞外環境に対する細胞膜の透過性を変化させるための細胞膜への電界の適用を指す。本明細書で使用される「可逆的電気穿孔」という用語は、細胞外環境に対する細胞膜の透過性を一時的に変化させるための細胞膜への電界の適用を指す。例えば、可逆的電気穿孔を受けている細胞は、電界を除去すると閉じるその細胞膜内の１つ以上の細孔の一時的及び／又は断続的な形成を観察し得る。本明細書で使用される「不可逆的電気穿孔」という用語は、細胞外環境に対する細胞膜の透過性を永久的に変化させるための細胞膜への電界の適用を指す。例えば、不可逆的電気穿孔を受けている細胞は、電界を除去しても持続するその細胞膜内の１つ以上の細孔の形成を観察し得る。

[0053] 本明細書に開示される電気穿孔エネルギー送達のためのパルス波形は、不可逆的電気穿孔に関連する電界閾値を低減することにより、組織へのエネルギー送達の安全性、効率、及び有効性を増強させることができ、それにより送達される総エネルギーの低減を伴うより効果的な切除病変をもたらし得る。いくつかの実施形態では、本明細書において開示される電圧パルス波形は、階層的であり得、かつ入れ子構造を有し得る。例えば、パルス波形は、関連するタイムスケールを有するパルスの階層的なグループ分けを含み得る。いくつかの実施形態では、本明細書において開示される方法、システム、及びデバイスは、その内容が、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる、２０１６年１０月１９日に出願された国際出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１６／０５７６６４号、名称「ＳＹＳＴＥＭＳ，ＡＰＰＡＲＡＴＵＳＥＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＤＥＬＩＶＥＲＹ ＯＦ ＡＢＬＡＴＩＶＥ ＥＮＥＲＧＹ ＴＯ ＴＩＳＳＵＥ」に説明される方法、システム、及びデバイスのうちの１つ以上を備え得る。

[0054] いくつかの実施形態では、システムは、ペーシングされた心拍にパルス波形の生成を同期させるために使用される心臓刺激器をさらに含み得る。心臓刺激器は、心臓刺激器により心臓を電気的にペーシングし、ペーシングの捕捉を確実にして、心周期の周期性及び予測可能性を確立し得る。周期的な心周期の不応期内の時間窓は、電圧パルス波形送達のために選択され得る。したがって、心臓の洞調律の混乱を回避するために、心周期の不応期に電圧パルス波形が送達され得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスは、１つ以上のカテーテル、ガイドワイヤ、膨張可能な部材、及び電極を含み得る。アブレーションデバイスは、心内腔内にデバイスを位置付けるために、異なる構成（例えば、収縮及び膨張）に移行し得る。

[0055] 一般に、組織をアブレーションするために、１つ以上のカテーテルは、脈管構造を通って標的位置まで低侵襲的に前進し得る。本明細書において説明される方法は、デバイスを心臓の左心房の心内腔に導入することと、デバイスを心室又は他の心臓表面と接触して配設することと、を含み得る。パルス波形は、生成され、デバイスの１つ以上の電極及び伝導性の膨張可能な部材に送達されて、組織をアブレーションし得る。いくつかの実施形態では、パルス波形は、心臓の洞調律の混乱を回避するために、心臓のペーシング信号と同期して生成され得る。いくつかの実施形態では、電極は、アノード−カソードサブセットで構成され得る。パルス波形は、組織アブレーションを支援し、健康な組織への損傷を低減するために階層波形を含み得る。

Ｉ．システム
概略
[0056] 本明細書において、不可逆的電気穿孔をもたらす、組織アブレーションを支援するための電圧パルス波形の選択的かつ迅速な適用を介した組織アブレーション用に構成されたシステム及びデバイスが開示される。一般に、本明細書において説明される組織をアブレーションするシステムは、信号生成器と、電気穿孔を駆動するためのＤＣ電圧の選択的かつ迅速な印加のための１つ以上の電極及び膨張可能な部材を有するアブレーションデバイスと、を含み得る。本明細書において説明されるように、システム及びデバイスは、心房細動を治療するために心内膜に展開され得る。好適なアノード／カソード電極を選択して、電圧パルス波形を電極のサブセットに適用し得る。心臓刺激のためのペーシング信号が生成及び使用されて、ペーシング信号と同期して信号生成器によってパルス波形を生成し得る。

[0057] 一般に、本明細書において説明されるシステム及びデバイスは、心臓の心室の組織をアブレーションするように構成された１つ以上のカテーテルを含む。図１は、電圧パルス波形を送達するように構成されたアブレーションシステム（１００）を例解する。システム（１００）は、信号生成器（１２２）と、プロセッサ（１２４）と、メモリ（１２６）と、心臓刺激器（１２８）と、を含む、装置（１２０）を含み得る。装置（１２０）は、アブレーションデバイス（１１０）、及び任意選択でペーシングデバイス（１３０）に結合され得る。

[0058] 信号生成器（１２２）は、例えば、左心室の組織などの心室組織などの組織の不可逆的電気穿孔用のパルス波形を生成するように構成され得る。例えば、信号生成器（１２２）は、電圧パルス波形生成器であり得、かつパルス波形をアブレーションデバイス（１１０）に送達するように構成され得る。いくつかの実施形態でのリターン電極（１４０）は、患者に結合され（例えば、患者の背中に配置され）、電流がアブレーションデバイス（１１０）から患者を通り、次いでリターン電極（１４０）に流れ得る。他の実施形態では、リターン電極（１４０）は、電極双極子が装置上にあるように、アブレーションデバイスの一部分であり得る。プロセッサ（１２４）は、メモリ（１２６）、心臓刺激器（１２８）、及びペーシングデバイス（１３０）から受信したデータを組み込んで、信号生成器（１２２）によって生成されるパルス波形のパラメータ（例えば、振幅、幅、デューティサイクルなど）を判定し得る。メモリ（１２６）は、信号生成器（１２２）に、パルス波形の生成及び／又は心臓ペーシングの同期などのシステム（１００）に関連するモジュール、プロセス、及び／又は機能を実行させる命令をさらに記憶し得る。例えば、メモリ（１２６）は、それぞれパルス波形生成及び／又は心臓ペーシングのためのパルス波形及び／又は心臓ペーシングデータを記憶するように構成され得る。

[0059] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（１１０）は、以下により詳細に説明されるパルス波形を送達するように構成された膨張可能な部材（例えば、バルーン）を有するカテーテルを含み得る。本明細書において説明される各実施形態では、膨張可能な部材は、気体、液体、それらの組み合わせなどを使用して膨張され得る。例えば、アブレーションデバイス（１１０）は、心内膜空間に導入され、膨張可能な部材を組織表面に整列させるように配置され、次いで組織をアブレーションするためにパルス波形を送達し得る。アブレーションデバイス（１１０）は、１つ以上の電極（１１２）を含み得、これは、いくつかの実施形態では、独立してアドレス可能な電極であり得る。各電極は、その対応する絶縁体の絶縁破壊を伴わずに、少なくとも約７００Ｖの電位を維持するように構成された絶縁導線を含み得る。いくつかの実施形態では、導線の各々の絶縁体は、絶縁破壊を伴わずに、その厚さにわたって約２００Ｖ〜約３，０００Ｖの電位差を維持し得る。例えば、電極（１１２）は、例えば、１つの近位電極と１つの遠位電極を含むサブセットなどの１つ以上のアノード−カソードサブセットにグループ化され得る。いくつかの実施形態では、遠位電極は、膨張可能な部材の少なくとも一部分を含み得る。本明細書で使用されたように、近位は、アブレーションデバイスのハンドルに向かっており、遠位は、アブレーションデバイスの先端に向かっている。

[0060] 使用されるとき、ペーシングデバイス（１３０）は、患者（図示せず）に好適に結合され得、かつ心臓刺激のために装置（１２０）の心臓刺激器（１２８）によって生成された心臓ペーシング信号を受信するように構成され得る。ペーシング信号の指標は、心臓刺激器（１２８）によって信号生成器（１２２）に送信され得る。ペーシング信号に基づいて、電圧パルス波形の指標は、プロセッサ（１２４）によって選択、計算、及び／又は別様に識別され、信号生成器（１２２）によって生成され得る。いくつかの実施形態では、信号生成器（１２２）は、ペーシング信号の指標と同期して、（例えば、共通の不応性窓内で）パルス波形を生成するように構成され得る。例えば、いくつかの実施形態では、共通の不応性窓は、心室ペーシング信号の実質的に直後に（又は非常に小さい遅延の後に）開始し、その後約２５０ミリ秒以下の持続期間続く。そのような実施形態では、パルス波形全体は、この持続期間内に送達され得る。

[0061] プロセッサ（１２４）は、１組の命令又はコードを実施及び／又は実行するように構成された任意の好適な処理デバイスであり得る。プロセッサは、例えば、汎用プロセッサ、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、及び／又は同様のものであり得る。プロセッサは、システム及び／又はそれに関連するネットワーク（図示せず）に関連するアプリケーションプロセス及び／又は他のモジュール、プロセス及び／又は機能を実施及び／又は実行するように構成され得る。基礎となるデバイス技術は、相補型金属酸化物半導体（ＣＭＯＳ）などの金属酸化物半導体電界効果トランジスタ（ＭＯＳＦＥＴ）技術、エミッタ結合ロジック（ＥＣＬ）などのバイポーラ技術、ポリマー技術（例えば、シリコン共役ポリマー及び金属共役ポリマー金属構造）、アナログとデジタルとの混合など、様々な構成要素タイプで提供され得る。

[0062] メモリ（１２６）は、データベース（図示せず）を含み得、例えば、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、メモリバッファ、ハードドライブ、消去可能プログラマブル読み出し専用メモリ（ＥＰＲＯＭ）、電気的に消去可能な読み取り専用メモリ（ＥＥＰＲＯＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、フラッシュメモリなどであり得る。メモリ（１２６）は、プロセッサ（１２４）に、パルス波形生成、及び／又は心臓ペーシングなど、システム（１００）に関連付けられたモジュール、プロセス、及び／又は機能を実行させる命令を記憶し得る。

[0063] システム（１００）は、例えば、１つ以上のネットワークを介して他のデバイス（図示せず）と通信し得、ネットワークの各々は、任意のタイプのネットワークであり得る。無線ネットワークとは、いかなる種類のケーブルによっても接続されていない、任意のタイプのデジタルネットワークを指し得る。しかしながら、無線ネットワークは、インターネット、他の通信事業者の音声及びデータネットワーク、ビジネスネットワーク、ならびにパーソナルネットワークとインターフェース接続するために、有線ネットワークに接続し得る。有線ネットワークは、典型的には、銅線のツイストペア、同軸ケーブル、又は光ファイバケーブルで搬送される。ワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）、メトロポリタンエリアネットワーク（ＭＡＮ）、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）、キャンパスエリアネットワーク（ＣＡＮ）、グローバルエリアネットワーク（ＧＡＮ）、例えば、インターネット、及び仮想プライベートネットワーク（ＶＰＮ）を含む、多くの異なるタイプの有線ネットワークがある。以下、ネットワークとは、典型的にはインターネットを通じて相互接続される、組み合わされた無線、有線、公衆、及び私設データネットワークの任意の組み合わせを指し、統合されたネットワーキング及び情報アクセスソリューションを提供する。

アブレーションデバイス
[0064] 本明細書において説明されるシステムは、心室性不整脈などの適応症を治療するために、心室の組織をアブレーションするように構成された１つ以上の多電極アブレーションデバイスを含み得る。図２Ａは、カテーテルシャフト（２１０）及びカテーテルシャフト（２１０）の遠位端に結合された膨張可能な部材（例えば、バルーン）（２４０）を含むアブレーションデバイス（２００）（例えば、アブレーションデバイス（１１０）と構造的及び／又は機能的に類似）の側面図である。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（２００）は、本明細書において説明されるように、心室の内部表面など、フォーカルアブレーションを介して病変を心内膜表面に形成するために有用である。膨張可能な部材（２４０）の遠位部分は、組織への外傷を低減する（例えば、組織穿刺の可能性を防止及び／もしくは低減する）非侵襲的形状を含み得、ならびに／又は非侵襲的形状で形成され得る。カテーテルシャフト（２１０）及び膨張可能な部材（２４０）は、心内腔（例えば、左心室）への前進のためにサイズ決定され得る。カテーテルシャフト（２１０）は、図３に関してより詳細に示され議論されるように、偏向可能なように可撓性であり得る。本明細書において説明されたカテーテルシャフトのいずれも、それを通るシャフト内腔を含み得る。１組の導線及び／又は流体（例えば、生理食塩水）は、シャフト内腔内に配置され得る。膨張可能な部材（２４０）は、第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間を移行するように構成され得る。第１の構成では、膨張可能な部材（２４０）は、脈管構造を通ってアブレーションデバイス（２００）を前進させるのを助けるために、カテーテルシャフト（２１０）の直径とほぼ同じ直径を有し得る。例えば、第１の構成の膨張可能な部材（２４０）は、カテーテルシャフト（２１０）の長手方向軸（２１２）に対してほぼ平行であり得る。例えば、膨張可能な部材（２４０）は、圧縮された構成又はクリンプされた構成であり得る。第２の構成では、膨張可能な部材（２４０）は、その最大部分（例えば、その赤道面で）で約５ｍｍ〜約１５ｍｍの範囲の断面直径を有し得る。例えば、膨張されたときの膨張可能な部材（２４０）は、長手方向軸から離れて偏倚し得る。膨張可能な部材（２４０）又はその一部分は、パルス波形を組織に送達するためのアノード又はカソードとして構成され得る伝導性外部表面（例えば、図２Ｃ）を含み得る。

[0065] 図２Ａ〜図２Ｄに示すように、１つ以上の電極（２２０、２３０）は、カテーテルシャフト（２１０）の表面に沿って配置された一連の金属バンド又はリングを含み得る。例えば、アブレーションデバイス（２００）は、カテーテルシャフト（２１０）の遠位部分の表面に形成された第１の組の電極（２２０）（例えば、１つ以上の近位電極）を備え得る。いくつかの実施形態では、１つ以上の電極（２２０、２３０）は、その全周に沿ってカテーテルシャフト（２１０）上に形成され得る。いくつかの実施形態では、１つ以上の電極（２２０、２３０）は、カテーテルシャフト（２１０）の周囲の一部分の表面上に形成され得る。例えば、電極（２２０）は、カテーテルシャフト（２１０）の周囲を取り囲み得る。いくつかの実施形態では、１つ以上の電極は、二相動作のために誘電体コーティングの薄層によって完全に覆われ得る。

[0066] 図２Ａ〜図２Ｂでは、膨張可能な部材（２４０）の外部表面上には電極が形成されていない。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（２００）は、第２の組の電極（２３０）（例えば、単一の遠位電極）を備え得る。第２の組の電極（２３０）は、カテーテルシャフト（２１０）の遠位部分の表面上の第１の組の電極（２１０）の遠位に形成され得る。いくつかの実施形態では、電極（２２０、２３０）は、カテーテルシャフト（２１０）の形状に適合するように形作られ得る。例えば、電極は、カテーテルシャフト（２１０）に圧入（例えば、クリンプされた）されるか、伝導性接着剤を使用して取り付けられ得る。カテーテルシャフト（２１０）は、電極（２２０、２３０）間に可撓性部分（例えば、偏向可能であり得る）を含み得、可撓性を高め、デバイス（２００）を偏向させ、脈管構造を通って前進するのを助け得る。他の実施形態では、１つ以上の電極（２２０、２３０）は、可撓性を高めるためにらせん巻きを含み得る。

[0067] 本明細書議論されたアブレーションデバイスのいずれかの電極のそれぞれは、カテーテルの近位部分に結合されたハンドル（図示せず）に繋がる絶縁導線（図示せず）に接続され得る。導線の各々の絶縁体は、絶縁破壊を伴わずに、その厚さにわたって少なくとも７００Ｖの電位差を維持し得る。他の実施形態では、導線の各々の絶縁体は、絶縁破壊を伴わずに、その厚さにわたって約２００Ｖ〜約３，０００Ｖの電位差を維持し得、その間のすべての値及びサブ範囲を含む。これにより、電極及びそれに結合された膨張可能な部材が電気エネルギーを効果的に送達し、不可逆的電気穿孔を通って組織をアブレーションすることが可能になる。電極（２２０、２３０）は、例えば、図１に関して上述したように、信号生成器（１２２）によって生成されたパルス波形を受信し得る。

[0068] 第１の組の電極（２２０）は、１つ以上の導線を使用して電気的にともに結合され得る。第２の組の電極（２３０）は、異なる組の導線を使用して電気的にともに結合され得る。膨張可能な部材（２４０）の外部表面は、１組の電気的伝導性部分を含み得、第２の組の電極（２３０）に結合され得、第１の組の電極（２２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（２２０）は、アノードとして構成され得、第２の組の電極（２３０）及び膨張可能な部材（２４０）は、カソードとして構成され得る。したがって、双極子は、第１の組の電極（２２０）と膨張可能な部材（２４０）との間に形成され得、組織（例えば、内部表面上又は心室内の心筋細胞）をアブレーションすることができる電界をもたらす。膨張可能な部材（２４０）及び第１の組の電極（２２０）は、互いに電気的に絶縁され得る。例えば、第２の組の電極（２３０）及び第１の組の電極（２２０）はそれぞれ、それぞれの絶縁導線に結合することができ、各導線が、絶縁破壊を伴わずに、その間の厚さにわたって少なくとも７００Ｖの電位差を維持するのに十分な電気絶縁体を有する。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（２２０）は、電圧パルス波形の送達中に、第２の組の電極（２３０）とは反対の極性を有し得る。

[0069] 第１及び第２の組の電極（２２０、２３０）は、組織への外傷を低減するために非外傷性形状を含み得る。例えば、電極（２２０、２３０）は、丸みを帯びた、平面状の、湾曲した、及び／又は尖っていない部分を含む非外傷性の形状を有し得る。例えば、図２Ａ〜図２Ｄの電極（２２０、２３０）は、リング電極であり得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（２２０）は、第２の組の電極（２３０）の近位のカテーテルシャフト（２１０）の任意の部分に沿って配置され得る。第２の組の電極（２３０）は、カテーテルシャフト（２４０）の表面上に配置され得、及び／又は膨張可能な部材（２４０）に電気的に結合されるように、膨張可能な部材（２４０）の表面と同一平面にあり得る。電極（２２０、２３０）は、同じ又は異なるサイズ、形状、及び／又はカテーテルシャフト（２１０）に沿った位置を有し得る。第１の組の電極（２２０）の電極間の間隔は、カテーテルシャフト（２１０）の遠位部分（例えば、偏向可能な部分）が所定量（例えば、約２１０度までの偏向）を偏向できるように構成され得る。例えば、偏向可能な部分は、第２の組の電極（２３０）及び膨張可能な部材（２４０）を含むカテーテルの一部分を、長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。

[0070] いくつかの実施形態では、第１の組の電極（２２０）は、第１の組の電極（２２０）の近位端から遠位端まで約１ｍｍ〜約１２ｍｍの長さを有するカテーテルシャフト（２１０）の一部分に沿って配置される電極を含み得る。第１の組の電極（２２０）は、カテーテルシャフト（２１０）が可撓性を維持し、かつ偏向を促進しながら、単一電極（例えば、アノード又はカソード）として機能するように、互いに離間し、１つ以上の絶縁リードを介してともに配線され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（２２０）は、第２の組の電極（２３０）から約２ｍｍ〜約１０ｍｍの長さ離間し得る。

[0071] 本明細書で議論されたアブレーションデバイスのそれぞれについて、電極（２２０、２３０）は、チタン、パラジウム、金、銀、白金又は白金合金などの生体適合性金属を含み得る。例えば、電極は、好ましくは、白金又は白金合金を含み得る。いくつかの実施形態では、近位電極は、二相性波形による容量性電圧送達を可能にする生体適合性コーティングを有し得る。各電極（２２０、２３０）は、絶縁破壊を伴わずに、その厚さにわたって少なくとも７００Ｖの電位差を維持するのに十分な電気絶縁体を有する導線を含み得る。他の実施形態では、導線の各々の絶縁体は、絶縁破壊を伴わずに、その厚さにわたって約２００Ｖ〜約３，０００Ｖの電位差を維持し得、その間のすべての値及びサブ範囲を含む。絶縁導線は、アブレーションデバイス（２００）の近位ハンドル部分まで走り得、そこから好適な電気コネクタに接続し得る。カテーテルシャフト（２１０）は、テフロン、ナイロン、ペバックスなどの可撓性ポリマー材料で作られ得る。

[0072] いくつかの実施形態では、第１及び第２の組の電極（２２０、２３０）の１つ以上の電極は、電気生理学データを記録するためのＥＣＧ信号を受信、又は感知するように構成され得る。電気生理学データは、エネルギー供給後に記録された電気生理学データを比較するために使用できる解剖学的マップを生成するために使用され得る。電気生理学データは、心臓内心電図信号データを含み得る。アブレーションデバイス（２００）は、１つ以上のＥＣＧ信号電極を含み得る。例えば、第１の組の電極（２２０）の１つ以上の電極は、ＥＣＧ信号を受信するように構成され得る。いくつかの実施形態では、ＥＣＧ信号電極は、膨張可能な部材（２４０）（図示せず）の遠位端の表面に配置され得る。ＥＣＧ信号電極は、それ自体の絶縁導線に結合され得る。ＥＣＧ信号電極は、例えば、ＥＣＧ信号電極を伝導性膨張可能な部材から電気的に絶縁するＥＣＧ信号電極の周りの絶縁体のリングを使用して、膨張可能な部材（２４０）から電気的に絶縁され得る。これらの実施形態では、アブレーションデバイスを使用して、組織アブレーションの前及び／又は後に、マッピングカテーテルの代わりに電気生理学データを記録し得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（２００）は、脈管構造内に配置されたアブレーションデバイスの位置データを生成し得る、位置センサーを含み得る。電気生理学データ及び位置データを使用して、電気生理学データの解剖学的マップを生成し得る。いくつかの実施形態では、位置センサーは、膨張可能な部材（２４０）の遠位端に配置された電磁コイルを含み得る。他の実施形態では、位置センサーは、カテーテルシャフト（２１０）の内腔内に配置され得る。

[0073] いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（２４０）は、第２の組の電極（２３０）に結合され得、使用中に信号生成器から組織にパルス波形を送達するように構成され得る。膨張可能な部材（２４０）は、カテーテルシャフト（２１０）の遠位部分に結合され得、かつ不可逆的電気穿孔エネルギーを組織に送達するためのアノード−カソード対の半分として機能するように伝導性に構成され得る。膨張可能な部材（２４０）は、第１の構成（例えば、図２Ａの収縮した膨張可能な部材）と第２の構成（例えば、図２Ｂ〜図２Ｄの膨張した膨張可能な部材）との間を移行するように構成され得る。第１の構成の膨張可能な部材（２４０）は、脈管構造を通って前進するのに好適なコンパクトな収縮状態であり得る。例えば、第１の構成の膨張可能な部材（２４０）は、生理食塩水などの流体を実質的に空にし得る。第２の構成の膨張可能な部材（２４０）は、膨張可能な部材（２４０）を所定のサイズ及び形状（例えば、心室の直径に接触する直径を有する）を満たし、及び膨張させる所定量の生理食塩水を保持し得る。膨張可能な部材（２４０）は、必要に応じて第１及び第２の構成の間の中間構成に移行して、例えば、内腔に適合するか、又は脈管構造を通ってデバイスを前進させ得る。

[0074] いくつかの実施形態では、本明細書において説明された膨張可能な部材は、拡張可能な構造を有し得、かつポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリエチレン（ＰＥ）、架橋ポリエチレン、ポリオレフィン、ポリオレフィン共重合体（ＰＯＣ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ナイロン、ポリマーブレンド、ポリエステル、ポリイミド、ポリアミド、ポリウレタン、シリコン、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）などを含むが、これらに限定されない材料で構成され得る。膨張可能な部材は、金属、絶縁体、ケブラー、ナイロン繊維などを含むが、これらに限定されない他の材料で埋め込まれ得る。

[0075] 内腔（例えば、心室）内に配置された膨張可能な部材（２４０）の遠位部分は、カテーテル（２００）の遠位部分の前進に対する後退止めとして機能し得る。膨張可能な部材（２４０）のサイズを修正し、カテーテルシャフト（２１０）の偏向を操作することにより、膨張可能な部材（２４０）は、標的組織部位に、例えば、左心室の壁の近傍に、又は接触して、などで、配置され得る。カテーテルシャフト（２１０）の遠位部分は、膨張可能な部材（２４０）が、組織内腔（例えば、心室）の内側放射状表面に接触するように構成され得る１組の電極（２２０、２３０）（例えば、電極（複数可）（１１２）と構造的及び／又は機能的に類似）を含み得る。いくつかの実施形態では、膨張時の膨張可能な部材（２４０）の断面直径は、膨張されたときの最大部分（例えば、赤道面）であり、約５ｍｍ〜約１５ｍｍであり得る。膨張時の膨張可能な部材（２４０）の長さは、約２２ｍｍまでであり得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（２４０）の長さは、第１の構成と第２の構成との間で実質的に同じであり得る。

[0076] 膨張可能な部材（２４０）の近位端は、好適な導線に結合され得（例えば、第２の組の電極（２３０）を介して）、かつ図１の信号生成器（１２２）に接続され得る。膨張可能な部材（２４０）は、カソードとして構成され得、かつ第１の組の電極（２２０）は、アノードとして構成され得、又はその逆でもよい。いくつかの実施形態では、本明細書で詳細に説明されたように、１組の近位電極（２２０）及び膨張可能な部材（２４０）は、双極子を形成し得る。このように、第２の構成の膨張可能な部材（２４０）は、例えば、極性の任意の好適な組み合わせを使用した第１及び第２の組の電極（２２０、２３０）の活性化により、局所的又はフォーカル病変を直接生成するために、左心室の内壁に対して配置され得る。例えば、第１及び第２の組の電極（２３０、２４０）は、反対の極性で構成され得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスは、少なくとも約２００Ｖ／ｃｍの強度を有する電界を生成するように構成され得る。

[0077] １つ以上の二相信号は、心室の所望の位置で組織が膨張可能な部材（２４０）と第１の組の電極（２２０）との間でアブレーションされ得るように、双極子に印加され得る。例えば、二相性パルス波形は、反対の極性の組の電極間で送達され得、結果として、膨張可能な部材の周りの領域における不可逆的な電気穿孔アブレーションのゾーンをもたらす。

[0078] いくつかの実施形態では、膨張されたときの膨張可能な部材（２４０）は、心内膜組織に接触するように構成され得、一方、第２の構成の第２の組の電極（「近位電極」と称されることもある）は、心内膜組織に接触しないことがあり得る。血液プール及び組織を通る膨張可能な部材（２４０）と近位電極（２２０）との間の伝導によりアブレーションデバイス（２００）によって生成された電界は、不可逆的電気穿孔を介した組織のフォーカルアブレーションをもたらし得る。

[0079] 一般に、膨張されたときの膨張可能な部材（２４０）は、近位から遠位方向において非対称の形状を有し、そのため、膨張可能な部材（２４０）の一端（例えば、遠位端）は、膨張可能な部材（２４０）の他端（例えば、近位端）よりも球根状であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（２４０）は、カテーテルシャフト（２１０）の長手方向軸の周りで回転対称であり得る。そのような球根状の遠位部分は、デバイス（２００）を心室内に配置するのを助けることができ、さらにフォーカルアブレーションのサイズと深さをさらに制御するのを助けることができる。このようにして、膨張されたときの膨張可能な部材（２４０）は、極性の任意の好適な組み合わせ使用して適切な電極（２２０、２３０）を作動させることにより、その上に病変を直接生成するために、例えば、心室の内部表面などの心内膜表面に対して配置され得る。例えば、膨張可能な部材（２４０）は、心内膜表面に配置され得、かつフォーカルアブレーションを介して病変（例えば、スポット病変）を形成するために使用され得る。

[0080] いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（２４０）の外部表面は、１組の伝導性（例えば、金属化された）部分を含み得る。この構成では、膨張可能な部材（２４０）の外部表面と第１の組の電極（２２０）（例えば、近位電極）との間に双極子が形成され得る。例えば、膨張可能な部材（２４０）の外部表面は、生体適合性金属材料（例えば、金、銀、白金）の堆積、金属メッキ、印刷金属ナノ粒子インクなどを含み得る。膨張可能な部材の一部分は、金属箔を含み得る。膨張可能な部材（２４０）の外部表面上に配置された金属材料の密度は、第２の組の電極（２３０）（例えば、遠位リング電極）との電気的結合を確実にするようなものであり得る。第２の組の電極（２３０）は、膨張可能な部材（２４０）がそれぞれの導線に電気的に結合されるように、膨張可能な部材（２４０）の外部表面の１組の電気的伝導性部分に電気的に結合され得る。電極リードは、本明細書において説明された不可逆的な電気穿孔エネルギーの送達に好適であるように、十分な絶縁体及び高い絶縁強度で構成され得る。

[0081] 図２Ｃに示されるように、アブレーションデバイス（２００’）は、遠位端で膨張可能な部材（例えば、バルーン）（２４０’）に結合されたカテーテルシャフト（２１０’）を含み得る。第１の組の電極（２２０’）及び第２の組の電極（２３０’）は、カテーテルシャフト（２１０’）の表面に配置され、及び／又は表面と同一平面にあり得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（２４０’）の１つ以上の部分は、伝導性であり得る。例えば、膨張可能な部材（２４０’）の外部表面全体は、伝導性であり得るか、又は膨張可能な部材（２４０’）の所定の部分が伝導性であり得、第２の組の電極（２３０’）に結合され得る。図２Ｃに示されるように、膨張可能な部材の外部表面は、膨張可能な部材（２４０’）の端部の間で近位から遠位方向に延在する１組の離間した伝導性ストライプを有するもう１つの伝導性要素（例えば、パターン）（２４２’）を含み得る。１つ以上の伝導性要素（２４２’）は、互いに電気的に絶縁され得る。伝導性ストライプは、マスクされた電着などの技術によって形成され得る。いくつかの実施形態では、伝導性要素（２４２’）は、膨張可能な部材（２４０’）上に対称的に配置され得る。伝導性要素（２４２’）の各ストライプは、遠位電極（２３０’）に電気的に結合され得る。ストライプは、膨張可能な部材（２４０’）の近位端及び遠位端で、及び／又は膨張可能な部材（２４０’）の端部間で互いに交差し得る。膨張可能な部材（２４０’）は、伝導性要素（２４２’）の金属ストライプ間で、可撓性及び／又は拡張可能であり得る。伝導性要素（２４２’）は、第１の構成、第２の構成、及びその間の構成において導線との電気的結合を維持する方法で、膨張可能な部材（２４０’）上に配置され（例えば、堆積され）得る。伝導性要素（２４２’）は、膨張可能な部材（２４０’）に剛さ及び／又は剛性を提供し得、脈管構造を通って膨張可能な部材（２４０’）の前進を支援し得る。いくつかの実施形態では、伝導性要素（２４２’）は、１つ以上の螺旋形状の金属部分を含み得る。いくつかの実施形態では、伝導性要素（２４２’）は、インターレース構造（例えば、メッシュ形状）を含み得る。例えば、インターレース構造は、円形、平行四辺形、六角形などのうちの１つ以上を含む１組の多角形開口部（例えば、開口）を形成し得る。

[0082] 図２Ｄに示されるように、アブレーションデバイス（２００’’）は、遠位端で膨張可能な部材（例えば、バルーン）（２４０’’）に結合されたカテーテルシャフト（２１０’’）を含み得る。第１の組の電極（２２０’’）は、カテーテルシャフト（２１０’’）の外部表面に配置され得る。第２の組の電極（２３５’’）は、カテーテルシャフト（２１０’’）の内部表面に配置され得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（２４０ ’’）の１つ以上の部分は、金属電極部分（２４５’’）（例えば、第２の電極）を含み得る。いくつかの実施形態では、第２の電極（２４５’’）は、膨張可能な部材の外部表面上に形成される唯一の電極である。膨張可能な部材表面（２４０’’）の一部分（２４５’’）は、金属であり得る。例えば、膨張可能な部材（２４０’’）の一部分（２４５’’）は、遠位部分であり得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（２４０’’）は、カテーテルシャフト（２１０’’）の第１の長手方向軸に沿って膨張可能な部材（２４０’’）の遠位端まで延在する膨張可能な部材内腔（２３７’’）を画定し得る。導線（２３９’’）の近位端は、遠位電極（２３５’’）に結合し、膨張可能な部材内腔（２３７’’）を通って延在し、膨張可能な部材（２４０’’）の遠位端で電極部分（２４５’’）に結合し得る。したがって、電極部分（２４５’’）は、不可逆的な電気穿孔電圧パルスを送達するように構成され得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（２４０’’）の部分（２４５’’）（例えば、金属で形成された）は、１つの極性の電極として構成され得、一方、第１の組の電極（２２０’’）（例えば、近位電極（複数可））は、反対の極性の電極（複数可）として構成され得る。

[0083] いくつかの実施形態では、本明細書で議論された膨張可能な部材の金属化外部表面は、生体適合性材料の層によってさらに覆われ得る。生体適合性コーティングは、アブレーションデバイスによる組織への高電圧エネルギー送達によるフィブリン沈着の防止に役立ち得る。この構成では、膨張可能な部材の外部表面と第１の組の電極（例えば、近位電極）との間に双極子が形成され得る。しかしながら、アブレーションデバイスは、膨張可能な部材上の生体適合性コーティング全体に、容量的に１つ以上の二相性波形を使用してエネルギーを送達するように構成され得る。

[0084] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（２００）は、カテーテルシャフト（２１０）の外部表面上に配置された第２の組の電極（２３０）（例えば、遠位電極）を含み得ない。代わりに、膨張可能な部材（２４０）は、膨張可能な部材（２４０）を挟む、内側及び外側の金属化表面を含むように構成され得る。内側及び外側の金属化表面は、本明細書において説明された伝導性要素（２４２）の任意の組み合わせを含み得る。導線は、膨張可能な部材（２４０）の内側の金属化表面に直接接続され得る。この構成では、膨張可能な部材（２４０）と第１の組の電極（２２０）との間に双極子を形成され得る。

[0085] 膨張可能な部材の所定の構成を使用する第１及び第２の組の電極の作動は、膨張可能な部材の膨張に基づいてフォーカルアブレーションスポットサイズを制御することにより、目標の正確なフォーカルアブレーションを提供し得る。本明細書において説明されたように、組織のフォーカルアブレーションは、心室性不整脈を治療するために使用され得る。例えば、アブレーションデバイスの膨張可能な部材が生理食塩水で部分的に満たされたとき、比較的小さい／より集中した直径を有する高強度電界は、直径が比較的小さく、深さが浅いフォーカルアブレーション病変をもたらす。アブレーションデバイスの膨張可能な部材が第２の構成（例えば、完全な膨張状態）にあるとき、比較的大きく、より分散した電界が生成され、比較的広く、より深いフォーカルアブレーション病変をもたらす。このようにして、膨張可能な部材の拡張の程度を変えることにより、病変の深さ及び／又はサイズは、単一のアブレーションデバイスで制御され得る。そのような態様は、同じアブレーションデバイスを使用して様々なサイズ及び／又は深度の複数の患部を創出するのに有用である。生理食塩水は、膨張可能な部材を膨張させるために使用され得、伝導のためには使用され得ない。（非多孔性である）膨張可能な部材が穿刺されるか、又は別様に破損した場合、生理食塩水は、膨張可能な部材から安全に漏れ出得る。

[0086] いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（２１０）の遠位端は、膨張可能な部材（２４０）の内部空洞内に延在して、脈管構造を通ってアブレーションデバイス（２００）の前進を支援し得、かつアブレーションデバイス（２００）の遠位端に剛さ、及び支持を提供し得る。追加された剛さは、操作者に追加の触覚フィードバックをさらに提供し得る。例えば、膨張可能な部材（２４０）の遠位端に結合されたカテーテルシャフト（２１０）の遠位端は、経中隔穿刺を通って膨張可能な部材（２４０）を前進させる際に十分な支持、及び剛さを提供し得る。いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（２１０）の遠位端は、カテーテルシャフト（２１０）の長手方向軸から離れて偏倚し、膨張可能な部材（２４０）の遠位端でともに接続する、膨張可能な部材内の１組のスプラインを含み得る。例えば、１組のスプラインは、カテーテルシャフト（２１０）及び膨張可能な部材（２４０）の内部表面に結合され、１組のスプラインが長手方向軸に対してほぼ平行である第１の構成と、１組のスプラインが長手方向軸から離れて偏倚する第２構成との間を移行するように、長手方向軸に沿って並進するように構成され得る。１組のスプラインは、バスケット状の形状を形成して、膨張可能な部材に剛さ、及び支持を提供し得る。いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（２１０）の遠位端は、膨張可能な部材（２４０）に近位のカテーテルシャフト（２１０）の剛性とは異なる所定の剛性で構成され得る。例えば、膨張可能な部材（２４０）内のカテーテルシャフト（２１０）の遠位端は、カテーテルシャフト（２１０）の偏向可能な部分よりも硬くなり得る。

[0087] いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（２１０）の１つ以上の遠位部分は、放射線不透過性部分を含み得る。例えば、カテーテルシャフト（２１０）の遠位部分は、膨張可能な部材（２４０）の空洞内に放射線不透過性プラチナコイルを含み得る。放射線不透過性部分は、患者の１つ以上の体腔内にアブレーションデバイス（２００）を位置付け、及び配置する際に、操作者を支援するために蛍光透視下で撮像され得る。放射線不透過性部分は、１組のマーカーバンドを含み得る。いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（２１０）の遠位部分（例えば、遠位端）の１つ以上のスプラインは、そのスプラインの表面に形成された放射線不透過性部分（図示せず）を含み得る。追加的又は代替的に、位置センサーは、膨張可能な部材（２４０）内のカテーテルシャフト（２１０）の遠位端に結合され得る。

[0088] 図３は、第２の組の電極（３３０）の近位に提供された第１の組の電極（３２０）及び膨張可能な部材（例えば、バルーン）（３４０）を有するカテーテルシャフト（３１０）を含む、アブレーションデバイス（３００）（例えば、アブレーションデバイス（１１０、２００）と構造的及び／又は機能的に類似する）の別の実施形態の側面図である。第１の組の電極は、カテーテルシャフト（３１０）の遠位部分の表面上に形成され得る。使用中、電極（３２０、３３０）は、本明細書でより詳細に説明されたように、組織（３５０）をアブレーションするためにパルス波形を送達するために心室に配置され得る。

[0089] いくつかの実施形態では、ハンドル（図示せず）は、アブレーションデバイス（３００）の近位部分に結合され得、かつカテーテルシャフトの遠位部（３１０）の形状を変更するように構成された曲げ機構（例えば、１つ以上のプルワイヤ（図示せず））を含み得る。例えば、ハンドルのプルワイヤの操作は、カテーテルシャフト（３１０）の遠位部分の偏向可能な部分（３１２）の曲率（例えば、カテーテルシャフト（３１０）の曲がり）を増加又は減少させ得る。いくつかの実施形態では、カテーテル（３００）は、第２の組の電極（３３０）及び／又は第１の組の電極（３２０）の近位に偏向可能な部分（３１２）を有し得る。偏向可能な部分は、カテーテルシャフト（３１０）の長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。カテーテルシャフト（３１０）の偏向可能な部分（３１２）の曲率は、電極（３２０、３３０）及び膨張可能な部材（３４０）が組織表面（３５０）の近傍に、及び／又は接触して（例えば、心室の内側放射状表面と接触している）配置されるように修正され得る。このようにして、組織に対するアブレーションデバイス（３００）の並置は、所望の位置及び配向で提供され得る（例えば、膨張可能な部材は、組織表面に対して垂直であり得るか、角度を付けられ得るか、又は平行であり得る）。

[0090] いくつかの実施形態では、パルス波形は、第１の組の電極（３２０）と、アノードの組及びカソードの組で構成された膨張可能な部材（３４０）との間に印加され得る。本明細書に開示されたパルス波形のいずれも、組のアノード−カソード対に漸進的又は連続的に適用され得ることを理解されたい。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（３２０）は、電圧パルス波形の送達中に、第２の組の電極（３３０）とは反対の極性を有し得る。電極（３２０、３３０）は、一連の金属バンド又はリングを含み得、いくつかの実施形態では、独立してアドレス指定可能であり得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（３２０）の少なくとも２つの電極の導線は、例えば、ハンドル内など、アブレーションデバイスの近位部分において、又はその近傍で、電気的に結合され得る。

[0091] 図５Ａは、カテーテルシャフト（５１０）及びカテーテルシャフト（５１０）の遠位端に結合された膨張可能な部材（例えば、バルーン）（５４０）を含むアブレーションデバイス（５００）（例えば、アブレーションデバイス（１１０）と構造的及び／又は機能的に類似）の側面図である。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（５００）は、フォーカルアブレーションを介して病変を心内膜表面（５５５）に形成するために有用である。図５Ｂは、組織表面（５５５）上にフォーカルアブレーション病変を生成するのに十分に高い電界強度の組織アブレーションゾーンに対応し得る空間ゾーン（５３０、５３２）を示す。図５Ａに示されるように、膨張可能な部材（５４０）は、一般に、第２の電極として構成され得、少なくとも部分的に金属であり得る部分（５４５）を有し得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（５００）の第１の組の電極（５２０）は、カソードとして構成され得、かつ第２の電極（５４５）は、アノードとして構成され得、又はその逆でもよい。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（５２０）は、電圧パルス波形の送達中に、第２の電極（５４５）とは反対の極性を有し得る。第１の組の電極（５２０）は、カテーテルシャフト（５１０）の遠位部分の表面上に形成され得る。膨張可能な部材（５４０）の平面状遠位の第２の電極（５４５）は、心室壁（５５５）などの、組織表面に対して配置され得る。第２の構成の膨張可能な部材（５４０）は、円形断面を有し得る。例えば、膨張可能な部材（５４５）は、約１２ｍｍの直径を有し得、約２，０００Ｖの電位差は、アノード（５２０）電極とカソード（５４５）電極との間に印加され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（５２０）は、それぞれ約３ｍｍの幅、及び隣接する電極間の約３ｍｍの間隔を有し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（５２０）の最遠位電極は、少なくとも約５ｍｍだけ膨張可能な部材（５４０）から分離され得る。

[0092] 図５Ｂは、約２，０００Ｖの電位差がアノード（５２０）とカソード（５４５）との間に印加され、遠位平面状電極（５４５）が組織壁（５５５）に対して配置されたときに、少なくとも約４６０Ｖ／ｃｍの大きさの電界強度に対応する第１及び第２の空間ゾーン（５３０、５３２）を示す。組織壁（５５５）と重なる第２の空間ゾーン（５３２）は、約７ｍｍの深さ、及び約２０ｍｍの幅を有し得る。

[0093] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（５００’）は、膨張可能な部材（５４０’）の近位端から離れて面する凹状表面を有する遠位部分を有する膨張可能な部材（５４０’）を含み得る。図５Ｃ及び５Ｄに示すように、膨張可能な部材（５４０’）は、第１の湾曲部分（５４４’）及び第２の湾曲部分（５４５’）を含み得る。第１の湾曲部分（５４４’）は、図５Ｅに示されるように、心内膜表面（５５５’）と接触するように構成された膨張可能な部材（５４０’）の一部分を含み得る。

[0094] いくつかの実施形態では、例えば、図５Ｃに示すように、膨張可能な部材（５４０’）は、カテーテルシャフト（５１０’）の遠位端から膨張可能な部材（５４０’）の遠位端までカテーテルシャフト（５１０’）の第１の長手方向軸に沿って延在する膨張可能な部材内腔（５３７’）を含み得る。導線（５３９’）の近位端は、第２の組の電極（５３５’）（例えば、遠位電極）に結合し、膨張可能な部材内腔（５３７’）を通って延在して、膨張可能な部材の遠位端（５４０’）の電極部分（５４５’）に結合し得る。したがって、電極部分（５４５’）は、不可逆的な電気穿孔電圧パルスを送達するように構成され得る。第１の組の電極（５２０’）及び部分（５４５’）は、反対の極性で構成され得る。

[0095] 図５Ｄは、膨張可能な部材（５４０’）の遠位表面の実質的に全体を覆う金属の凹部（５４５’）を有する図５Ｃの膨張可能な部材（５４０’）の斜視図である。例えば、膨張可能な部材（５４５’）は、約１２ｍｍの直径を有し得、例えば、約２，０００Ｖの電位差は、膨張可能な部材（５４５’）（例えば、アノード）と第１の組の電極（５２０’）（例えば、カソード）との間に印加され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（５２０’）は、約３ｍｍの幅、及びそれらの間の約３ｍｍの間隔を有し得る。第１の組の電極（５２０’）の最遠位電極は、膨張可能な部材（５４０’）から約５ｍｍ分離され得る。第１の組の電極（５２０’）は、約３ｍｍの幅、及びそれらの間の約３ｍｍの間隔を有し得る。第１の組の電極（５２０’）の最遠位電極は、膨張可能な部材（５４０’）から約７ｍｍ離れ得る。これらの寸法は、例示のみを目的として例として提供されており、臨床応用に便利であると思われる他の値を選択し得る。

[0096] 図５Ｅは、フォーカルアブレーション病変を生成するのに十分な電界強度に対応する第１及び第２の空間ゾーン（５３０’、５３２’）を示す。第２のアブレーションゾーン（５３２’）は、膨張可能な部材（５４０’）が組織壁（５５５’）に対して配置されたときの組織アブレーションゾーンに対応し得る。いくつかの実施形態では、電極の第２のセット（５３５’）及び膨張可能部材（５４０’）の部分（５４５’）（例えば、金属を含む）は、１つの極性の電極として構成され得、一方、電極の第１のセット（５２０’）（例えば、近位電極（複数可））は、反対の極性の電極（複数可）として構成され得る。図５Ｅは、約２，０００Ｖの電位差がアノード（５２０’）電極とカソード（５４５’）電極との間に印加され、遠位湾曲電極部分（５４５’）（例えば、凹状）が組織壁（５５５’）に対して配置されたときに、少なくとも約４６０Ｖ／ｃｍの大きさを有する電界強度に対応する第１及び第２の空間ゾーン（５３０’、５３２’）を示す。組織壁（５５５’）と重なる第２の空間ゾーン（５３２’）は、約５ｍｍの深さ、及び約２１ｍｍの幅を有し得る。いくつかの変形例では、第２の空間ゾーン（５３２’）は、約１０ｍｍまでの深さ、及び約３０ｍｍまでの幅を有し得る。

[0097] 図５Ｆ及び５Ｇは、カテーテルシャフト（５１０’’）及びカテーテルシャフトの遠位端（５１０’’）に結合された膨張可能な部材（５４０’’）を含むアブレーションデバイス（５００’’）（例えば、アブレーションデバイス（１１０）と構造的及び／又は機能的に類似）を示す。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（５００’’）は、フォーカルアブレーションを介して、心内膜表面に病変を形成するのに有用である。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（５４０’’）は、多面的な形状を有し得る。いくつかの実施形態では、多面体形状は、一般に、多面体の１つ以上の面（５１１’’）の部分に配置された１つ以上の第２の電極（５０４’’）を有する多面体形状であり得る。第１の組の電極（５２０’）は、カテーテルシャフト（５１０’）上に配置され得る。膨張可能な部材（５４０’）は、一般に、第２の組の電極の電極として構成され得、かつ金属を含み得る、１つ以上の第２の電極部分（５０４’’）を有し得る。第２の構成における膨張可能な部材（５４０’’）は、１つ以上の面（５１１’’）を備えた多面体形状を有し得る。第２の電極部分（５０４’’）は、電気的にともに配線されて単一の電極として機能するか、又は独立した電極として別々に配線され得る。図５Ｆは、６つの面（５１１’’）上に第２の電極部分（５０４’）を有する、十二面体形状の膨張可能な部材（５４０’’）を示す。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（５２０’’）は、電圧パルス波形の送達中に、第２の電極部分（５０４’’）とは反対の極性を有し得る。いくつかの実施形態では、多面体の１つ以上の面（５１１’’）は、曲面を有し得る。

[0098] いくつかの実施形態では、本明細書において説明されたように、第２の組の電極の第２の電極部分（５０４’’）のうちの１つ以上は、ＥＣＧ信号を受信するように構成され得る。１つ以上の第２の電極部分（５０４’’）によって受信されたＥＣＧ信号の強度及び／又はパターンは、組織（例えば、心腔壁）を有する第２の電極部分（５０４’’）のそれぞれが接触するレベルを決定するために使用され得る。第２の組の電極部分（５０４’’）は、アノード又はカソードとして構成されるＥＣＧ信号を使用して選択され得る。したがって、膨張可能な部材（５４０’’）の対応する面（５１１’’）に配置された１つ以上の第２の電極部分（５０４’’）は、組織接触に対応するＥＣＧ信号強度に基づく組織アブレーションに使用され得る。いくつかの実施形態では、面（５１１’’）の縁部（例えば、多面体表面）は、「柔らかい」面を形成するように丸みを帯び得る。

[0099] いくつかの実施形態では、面（５１１’’）上に配置された第２の組の電極（５０４’’）の１つ以上は、それらの面（５１１’’）組織表面に接触するように構成されたポケットを形成し得る。これらの面（５１１’’）の縁部（５１５’’）は、面（５１１’’）自体よりも高い剛性を有し得、第２の構成の膨張可能な部材（５４０’’）が１つ以上の凹面を有する多面体形状（５１１’’）を形成し得る。

[0100] 図５Ｇは、膨張可能な部材（５４０’’）の１つ以上の面（５１１’’、５１２’’、５１３’’、５１４’’）の一部分上に金属化電極（５０４’’）が配置された、ほぼ多面体形状を有する膨張可能な部材（５４０’’）を有するアブレーションデバイス（５００’’）の別の斜視図である。）のいくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（５１０’’）は、生理食塩水を注入して膨張可能な部材（５４０’’）を膨張させるように構成されたカテーテルシャフト内腔（図示せず）を画定し得る。導線も、カテーテルシャフト内腔内に配置され得、かつ１つ以上の電極（５０４’’）に接続するように構成され得る。面（５１１’’、５１２’’、５１３’’、５１４’’）の縁部（５１５’’）は、丸みを帯び得、第２の構成にあるときに、凹面の面が形成されるよう、面の表面よりも高い剛性を有し得る。いくつかの実施形態では、第２の構成の膨張可能な部材（５４０’）の直径は、約６ｍｍ〜約２２ｍｍであり得る。第１の組の電極（５２０’’）は、膨張可能な部材（５４０’’）の近位端から少なくとも約３ｍｍ以上分離され得る。金属化電極部分（５０４’’）は、約６ｍｍ〜約１５ｍｍの直径を有し得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（５４０’’’）の１つ以上の面（５１１’’’）の縁部（５２２’’’）は、湾曲し得る。図５Ｈに示すように、第２の組の電極の１つ以上の電極部分（５０４’’’）は、膨張可能な部材（５４０’’’）の面（５１１’’’）上に配置され得る。湾曲した縁部（５２２’’’）（例えば、多面体表面）は、柔らかい面（５１１’’’）を形成し得る。

[0101] 図５Ｉは、カテーテルシャフト（５１０’’’’）及び、カテーテルシャフト（５１０’’’’）の遠位端に結合された膨張可能な部材（例えば、バルーン）（５４０’’’’）を含むアブレーションデバイス（５００’’’’）（例えば、アブレーションデバイス（１１０）と構造的及び／又は機能的に類似）を示す。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（５００’’’’）は、フォーカルアブレーションを介して病変を心内膜表面に形成するために有用である。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（５４０’’’’）は、環状の膨張可能な部材内腔（５３３’’’’）（例えば、環状の形状を有する）を画定し得、かつ第１の電極部分を備えた遠位面（５４５’’’’）を含み得る。遠位面（５４５’’’’）は、実質的に平面状の部分を有し得る。第２の電極（５３５’’’’）（針）は、膨張可能な部材内腔（５３３’’’’）内に配置され得、かつ膨張可能な部材（５４０’’’’）の長手方向軸に沿って、膨張可能な部材内腔（５３３’’’’）から遠位に延在し得る。膨張可能な部材（５４０’’’’）は、第１電極として金属化及び構成され得る、平面状遠位面（５４５’’’’）を有し得る。膨張可能な部材内腔（５３３’’’’）によって画定された環状の空間は、第２の電極（５３５’’’’）と第１の電極部分（５４５’’’’）とが反対の電気極性で分極されたときのフラッシュアークを防ぐために、第２の電極を環状の膨張可能な部材（５４０’’’’）から第２の電極（５３５’’’’）を分離し得る。例えば、針は、約８ｍｍ〜約１０ｍｍ長さを有し得る。膨張可能な部材（５４０’’’’）は、約１２ｍｍの直径を有し得る。膨張可能な部材内腔（５３３’’’’）は、約４ｍｍ〜約８ｍｍの直径を有し得る。

[0102] 図５Ｊは、約２，０００Ｖの電位差が電極（５３５’’’’）と電極部分（５４５’’’’）との間に印加され、平面状遠位電極（５４５’’’’）が組織壁（５５５’’’’）に配置されたときに、少なくとも約４６０Ｖ／ｃｍの大きさの電界強度に対応する空間ゾーン（５３２’’’’）を示す。組織壁（５５５’’’’）と重なる空間ゾーン（５３２’’’’）は、約１０ｍｍの深さ及び約１４ｍｍの幅を有し得る。

[0103] 図１１は、第２の組の電極（１１３０、１１３２）の近位に提供された第１の組の電極（１１２０）及び膨張可能な部材（例えば、バルーン）（１１４０）を有するカテーテルシャフト（１１１０）を含む、アブレーションデバイス（１１００）（例えば、アブレーションデバイス（１１０、２００、３００、５００、５００’、５００’’、５００’’’’）と構造的及び／又は機能的に類似する）の別の実施形態の側面図である。第１の組の電極（１１２０）は、カテーテルシャフト（１１１０）の遠位部分の表面上に形成され得る。すなわち、第１の組の電極（１１２０）は、カテーテルシャフト（１１１０）の遠位端の表面上に形成され得る。第２の組の電極（１１３０、１１３２）は、膨張可能な部材（１１４０）の遠位端の表面上に形成され得、かつ第１の組の電極（１１２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第２の電極（１１３２）の長軸（例えば、長手方向軸）は、カテーテルシャフト（１１１０）及び／又は膨張可能な部材（１１４０）の長手方向軸に対して実質的に平行であり得る。

[0104] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（１１００）は、心室の内部表面など、フォーカルアブレーションを介して心内膜表面に病変を形成するのに有用である。使用中、電極（１１２０、１１３０、１１３２）は、本明細書でより詳細に説明されたように、パルス波形を送達して、組織をアブレーションするために心室に配置され得る。膨張可能な部材（１１４０）の遠位部分は、組織への外傷を低減する（例えば、組織穿刺の可能性を防止及び／又は低減する）非外傷性形状を含み、及び／又は形成され得る。カテーテルシャフト（１１１０）及び膨張可能な部材（１１４０）は、心内膜空間（例えば、左心室）への前進のための大きさであり得る。カテーテルシャフト（１１１０）は、偏向可能なように可撓性であり得る。例えば、カテーテルシャフト（１１１０）の偏向可能な部分は、第２の組の電極（１１３０、１１３２）及び膨張可能な部材（１１４０）を含むカテーテル（１１００）の一部分を、長手方向軸に対して相対的に約２１０度まで偏向するように構成され得る。膨張可能な部材（１１４０）は、第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間を移行するように構成され得る。第１の構成では、膨張可能な部材（１１４０）は、脈管構造を通ってアブレーションデバイス（１１００）を前進させるのを助けるために、カテーテルシャフト（１１１０）の直径とほぼ同じ直径を有し得る。例えば、第１の構成の膨張可能な部材（１１４０）は、カテーテルシャフト（１１１０）の長手方向軸に対してほぼ平行であり得る。第２の構成の膨張可能な部材（１１４０）は、長手方向軸から離れて偏倚し得る。第１の組の電極（１１２０）は、図２Ａ〜図２Ｄに関して説明された電極（２２０、２３０）と構造的及び／又は機能的に類似し得る。

[0105] 第１の組の電極（１１２０）は、１つ以上の導線を使用して電気的にともに結合され得る。第２の組の電極（１１３０、１１３２）は、異なる組の導線を使用して電気的にともに結合され得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材（１１４０）は、第２の組の電極（１１３０、１１３２）に電気的に結合され得る。第１の組の電極（１１２０）と第２の組の電極（１１３０、１１３２）との間で、電気的に結合された膨張可能な部材（１１４０）に送達された電圧パルス波形は、所定のサイズ及び形状のフォーカルアブレーションを介して、病変（例えば、スポット病変）を形成するために使用され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１１２０）は、アノードとして構成され得、一方、第２の組の電極（１１３０、１１３２）及び膨張可能な部材（２４０）は、カソードとして構成され得、又はその逆でもよい。したがって、第１の組の電極（１１２０）と膨張可能な部材（１１４０）との間に双極子が形成され得、かつ組織（例えば、内部表面上又は心室内の心筋細胞）をアブレーションすることができる電界をもたらす。膨張可能な部材（１１４０）及び第１の組の電極（１１２０）は、互いに電気的に絶縁され得る。例えば、第２の組の電極（１１３０、１１３２）及び第１の組の電極（１１２０）はそれぞれ、それぞれの絶縁導線に結合することができ、各導線は、絶縁破壊を伴わずに、その間の厚さにわたって少なくとも７００Ｖの電位差を維持するのに十分な電気絶縁体を有する。

[0106] 第１及び第２の組の電極（１１２０、１１３０、１１３２）は、組織への外傷を低減するために非外傷性形状を含み得る。例えば、第１の組の電極（１１２０）は、リング電極であり得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１１２０）は、第２の組の電極（１１３０、１１３２）の近位のカテーテルシャフト（１１１０）の任意の部分に沿って配置され得る。第１の組の電極（１１２０）は、カテーテルシャフト（１１１０）が可撓性を維持し、かつ偏向を促進しながら、単一電極（例えば、アノード又はカソード）として機能するように、互いに離間し、１つ以上の絶縁リードを介してともに配線され得る。第２の組の電極（１１３０、１１３２）は、膨張可能な部材（１１４０）の表面上に配置され得、及び／又は膨張可能な部材（１１４０）に電気的に結合されるように、膨張可能な部材（１１４０）の表面と同一平面にあり得る。第２の組の電極（１１３０、１１３２）は、膨張可能な部材（１１４０）に沿った、同じ又は異なるサイズ、形状、及び／又は位置を有し得る。

[0107] 例えば、第２の組の電極（１１３０、１１３２）は、遠位先端電極（１１３０）、及び膨張可能な部材（１１４０）の周囲に配置された、ほぼ円形又は楕円形形状の電極（１１３２）の組を含み得る。例えば、第２の組の電極（１１３０）は、長手方向軸に対してほぼ垂直である近似平面上の膨張可能な部材（１１４０）上に形成され得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極（１１３０、１１３２）の各電極は、ともに配線され得る。他の実施形態では、第２の組の電極（１１３０、１１３２）の電極のサブセットは、電気的にともに配線され得、一方、他のサブセットは、独立してアドレス指定可能であり得る。いくつかの実施形態では、遠位先端電極（１１３２）は、第１の組の電極（１１２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極（１１３０、１１３２）の各電極は、独立してアドレス可能であり得る。遠位先端電極（１１３２）は、膨張可能な部材（１４４０）の遠位部分に形成され得、かつ第１の組の電極（１１２０）から電気的に絶縁され得る。遠位先端電極（１１３２）は、約３ｍｍ〜約１０ｍｍの範囲の直径を有し得る。

[0108] いくつかの実施形態では、第１及び第２の組の電極（１１２０、１１３２）の１つ以上の電極は、電気生理学データを記録するためのＥＣＧ信号を受信、又は感知するように構成され得る。アブレーションデバイス（１１００）は、１つ以上のＥＣＧ信号電極を含み得る。例えば、第２の組の電極（１１３０、１１３２）の１つ以上の電極は、ＥＣＧ信号を受信するように構成され得る。遠位先端電極（１１３０）などのこれらのＥＣＧ信号電極は、それ自体の絶縁導線に結合され得る。ＥＣＧ信号電極は、例えば、ＥＣＧ信号電極の周りの絶縁体のリングを使用して、膨張可能な部材（１１４０）から電気的に絶縁され得る。これらの実施形態では、アブレーションデバイスを使用して、組織アブレーションの前及び／又は後に、マッピングカテーテルの代わりに、電気生理学データを記録し得る。

[0109] １つ以上の二相信号は、心室の所望の位置で、膨張可能な部材（１１４０）と第１の組の電極（１１２０）との間で、組織をアブレーションし得るように、双極子に印加し得る。いくつかの実施形態では、第２の構成の膨張可能な部材（１１４０）は、心内膜組織に接触するように構成され得、一方、第２の構成の第１の組の電極（１１３０）は、心内膜組織に接触し得ない。血液プール及び組織を通る膨張可能な部材（１１４０）と第１の組の電極（１１２０）との間の伝導によりアブレーションデバイス（１１００）によって生成された電界は、不可逆的電気穿孔を介した組織のフォーカルアブレーションをもたらし得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１１４０）は、近位から遠位方向において非対称の形状を有し、そのため、膨張可能な部材（１１４０）の一端（例えば、遠位端）は、膨張可能な部材（１１４０）の他端（例えば、近位端）よりも球根状であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１１４０）は、カテーテルシャフト（１１１０）の長手方向軸の周りで回転対称であり得る。この構成では、膨張可能な部材（１１４０）は、心内膜表面に接触し得、かつフォーカルアブレーションを介して、病変（例えば、スポット病変）を形成するために使用され得る。

[0110] いくつかの実施形態において、カテーテルシャフト（１１１０）は、図３に示されたのと同じ方法で、第１の組の電極（１１２０）と第２の組の電極（１１３０）との間に偏向可能な部分を含み得る。偏向可能な部分は、カテーテルシャフト（１１１０）の長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。いくつかの実施形態において、アクチュエータ（例えば、流体源）は、膨張可能な部材に結合され得、かつ、例えば、加圧生理食塩水を使用することによって、膨張可能な部材を第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間で移行するように構成され得る。

[0111] 図１２は、第２の組の電極（１２３０）の近位に提供された第１の組の電極（１２２０）及び膨張可能な部材（例えば、バルーン）（１２４０）を有するカテーテルシャフト（１２１０）を含む、アブレーションデバイス（１２００）（例えば、アブレーションデバイス（１１０、２００、３００、５００、５００’、５００’’、５００’’’’、１１００）と構造的及び／又は機能的に類似する）の別の実施形態の側面図である。第１の組の電極（１２２０）は、カテーテルシャフト（１２１０）の遠位部分の表面に形成され得る。すなわち、第１の組の電極（１２２０）は、カテーテルシャフト（１２１０）の遠位端の表面上に形成され得る。第２の組の電極（１２３０）は、膨張可能な部材（１２４０）の遠位端の表面上に形成され得、かつ第１の組の電極（１２２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（１２００）は、心室の内部表面など、フォーカルアブレーションを介して心内膜表面に病変を形成するのに有用である。使用中、電極（１２２０、１２３０）は、本明細書でより詳細に説明されたように、パルス波形を送達して、組織をアブレーションするために心室に配置され得る。膨張可能な部材（１２４０）の遠位部分は、組織への外傷を低減する非外傷性形状を含み、及び／又は形成され得る。カテーテルシャフト（１２１０）及び膨張可能な部材（１２４０）は、心内膜空間（例えば、左心室）への前進のための大きさであり得る。カテーテルシャフト（１２１０）は、偏向可能なように可撓性であり得る。例えば、カテーテルシャフト（１２１０）の偏向可能な部分は、第２の組の電極（１２３０）及び膨張可能な部材（１２４０）を含むカテーテル（１２００）の一部分を、長手方向軸に対して相対的に約２１０度まで偏向するように構成され得る。膨張可能な部材（１２４０）は、第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間を移行するように構成され得る。第１の構成では、膨張可能な部材（１２４０）は、脈管構造を通ってアブレーションデバイス（１２００）を前進させるのを助けるために、カテーテルシャフト（１２１０）の直径とほぼ同じ直径を有し得る。例えば、第１の構成の膨張可能な部材（１２４０）は、カテーテルシャフト（１２１０）の長手方向軸に対してほぼ平行であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１２４０）は、長手方向軸から離れて偏倚し得る。第１の組の電極（１２２０）は、図２Ａ〜図２Ｄに関して説明された電極（２２０、２３０）と構造的及び／又は機能的に類似し得る。

[0112] 第１の組の電極（１２２０）は、１つ以上の導線を使用して互いに電気的に結合され得る。第２の組の電極（１２３０）のうちの１つ以上は、異なる組の導線を使用して電気的にともに結合され得る。第１の組の電極（１２２０）と第２の組の電極（１２３０）との間に送達された電圧パルス波形は、所定のサイズ及び形状のフォーカルアブレーションを介して、病変（例えば、スポット病変）を形成するために使用され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１２２０）は、アノードとして構成され得、一方、第２の組の電極（１２３０）は、カソードとして構成されて得、又はその逆も同様である。したがって、第１の組の電極（１２２０）と第２の組の電極（１２３０）との間に双極子が形成され得、かつ組織（例えば、内部表面上又は心室内の心筋細胞）をアブレーションすることができる電界が生じる。第２の組の電極（１２３０）及び第１の組の電極（１２２０）は、互いに電気的に絶縁され得る。例えば、第２の組の電極（１２３０）及び第１の組の電極（１２２０）はそれぞれ、それぞれの絶縁導線に結合することができ、各導線は、絶縁破壊を伴わずに、その間の厚さにわたって少なくとも７００Ｖの電位差を維持するのに十分な電気絶縁体を有する。

[0113] 第１及び第２の組の電極（１２２０、１２３０）は、組織への外傷を低減するために非外傷性形状を含み得る。例えば、第１の組の電極（１２２０）は、リング電極であり得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１２２０）は、第２の組の電極（１２３０）の近位のカテーテルシャフト（１２１０）の任意の部分に沿って配置され得る。第１の組の電極（１２２０）は、カテーテルシャフト（１２１０）が可撓性を維持し、かつ偏向を促進しながら、単一電極（例えば、アノード又はカソード）として機能するように、互いに離間し、１つ以上の絶縁リードを介してともに配線され得る。第２の組の電極（１２３０）は、膨張可能な部材（１２４０）の表面上に配置され得、及び／又は膨張可能な部材（１２４０）に電気的に結合されるように、膨張可能な部材（１２４０）の表面と同一平面にあり得る。第２の組の電極（１２３０）は、膨張可能な部材（１２４０）に沿った、同じ又は異なるサイズ、形状、及び／又は位置を有し得る。

[0114] 例えば、第２の組の電極（１２３０）は、膨張可能な部材（１２４０）の周囲に配置された、ほぼ円形の電極の組を含み得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極（１２３０）の各電極は、ともに配線され得る。他の実施形態では、第２の組の電極（１２３０）の電極のサブセットは、電気的にともに配線され得、一方、他のサブセットは、独立してアドレス指定可能であり得る。

[0115] いくつかの実施形態では、第１及び第２の組の電極（１２２０）の１つ以上の電極は、電気生理学データを記録するためのＥＣＧ信号を受信、又は感知するように構成され得る。アブレーションデバイス（１２００）は、１つ以上のＥＣＧ信号電極を含み得る。例えば、第２の組の電極（１２３０）の１つ以上の電極は、ＥＣＧ信号を受信するように構成され得る。これらのＥＣＧ信号電極は、それ自体の絶縁導線に結合され得る。これらの実施形態では、アブレーションデバイスを使用して、組織アブレーションの前及び／又は後に、マッピングカテーテルの代わりに、電気生理学データを記録し得る。

[0116] １つ以上の二相性信号は、心室の望ましい位置で、膨張可能な部材（１２４０）の遠位又は周囲の組織をアブレーションし得るように、第１の組の電極（１２２）及び第２の組の電極（１２３０）によって形成された双極子に印加し得る。例えば、二相性のパルス波形は、組の電極間で送達され得、その結果、膨張可能な部材の周りの領域に不可逆的な電気穿孔アブレーションのゾーンがもたらされる。膨張されたときの膨張可能な部材（１２４０）は、近位から遠位方向において非対称の形状を有し、そのため、膨張可能な部材（１２４０）の一端（例えば、遠位端）は、膨張可能な部材（１２４０）の他の端（例えば、近位端）よりも球根状であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１２４０）は、カテーテルシャフト（１２１０）の長手方向軸の周りで回転対称であり得る。この構成では、膨張可能な部材（１２４０）は、心内膜表面に配置し得、かつフォーカルアブレーションを介して、病変（例えば、スポット病変）を形成するために使用され得る。電極リードは、本明細書において説明された不可逆的な電気穿孔エネルギーの送達に好適であるように、十分な絶縁体及び高い絶縁強度で構成され得る。

[0117] いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（１２１０）は、いくつかの実施形態では第１の組の電極（１２２０）と第２の組の電極（１２３０）との間に、又は他の実施形態では第１の組の電極（１２２０）の近位に、偏向可能な部分を含み得る。偏向可能な部分は、カテーテルシャフト（１２１０）の長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。いくつかの実施形態において、アクチュエータ（例えば、流体源）は、膨張可能な部材に結合され得、かつ、例えば、加圧生理食塩水を使用することによって、膨張可能な部材を第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間で移行するように構成され得る。

[0118] 図１３は、第２の組の電極（１３３０、１３３２）の近位に提供された第１の組の電極（１３２０）及び膨張可能な部材（例えば、バルーン）（１３４０）を有するカテーテルシャフト（１３１０）を含む、アブレーションデバイス（１３００）（例えば、アブレーションデバイス（１１０、２００、３００、５００、５００’、５００’’、５００’’’’、１１００、１２００）と構造的及び／又は機能的に類似する）の別の実施形態の側面図である。第１の組の電極（１３２０）は、カテーテルシャフト（１３１０）の遠位部分の表面上に形成され得る。すなわち、第１の組の電極（１３２０）は、カテーテルシャフト（１３１０）の遠位端の表面上に形成され得る。第２の組の電極（１３３０、１３３２）は、膨張可能な部材（１３４０）の遠位端の表面上に形成され得、かつ第１の組の電極（１３２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第２の電極（１３３２）の長軸（例えば、長手方向軸）は、カテーテルシャフト（１３１０）及び／又は膨張可能な部材（１３４０）の長手方向軸に対して実質的に平行であり得る。

[0119] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（１３００）は、心室の内部表面など、フォーカルアブレーションを介して心内膜表面に病変を形成するのに有用である。使用中、電極（１３２０、１３３０、１３３２）は、本明細書でより詳細に説明されたように、パルス波形を送達して、組織をアブレーションするために心室に配置され得る。膨張可能な部材（１３４０）の遠位部分は、組織への外傷を低減する非外傷性形状を含み、及び／又は形成され得る。カテーテルシャフト（１３１０）及び膨張可能な部材（１３４０）は、心内膜空間（例えば、左心室）への前進のための大きさであり得る。カテーテルシャフト（１３１０）は、偏向可能なように可撓性であり得る。例えば、カテーテルシャフト（１３１０）の偏向可能な部分は、第２の組の電極（１３３０、１３３２）及び膨張可能な部材（１３４０）を含むカテーテル（１３００）の一部分を、長手方向軸に対して相対的に約２１０度まで偏向するように構成され得る。膨張可能な部材（１３４０）は、第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間を移行するように構成され得る。第１の構成では、膨張可能な部材（１３４０）は、脈管構造を通ってアブレーションデバイス（１３００）を前進させるのを助けるために、カテーテルシャフト（１３１０）の直径とほぼ同じ直径を有し得る。例えば、第１の構成の膨張可能な部材（１３４０）は、カテーテルシャフト（１３１０）の長手方向軸に対してほぼ平行であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１３４０）は、長手方向軸から離れて偏倚する場合がある。第１の組の電極（１３２０）は、図２Ａ〜図２Ｄに関して説明された電極（２２０、２３０）と構造的及び／又は機能的に類似し得る。

[0120] 第１の組の電極（１３２０）は、１つ以上の導線を使用して電気的にともに結合され得る。第２の組の電極（１３３０、１３３２）は、異なる組の導線を使用して電気的にともに結合され得る。第１の組の電極（１３２０）と第２の組の電極（１３３０、１３３２）との間に送達された電圧パルス波形は、所定のサイズ及び形状のフォーカルアブレーションを介して、病変（例えば、スポット病変）を形成し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１３２０）は、アノードとして構成され得、一方、第２の組の電極（１３３０、１３３２）は、カソードとして構成され得、又はその逆でもよい。第２の組の電極（１３３０、１３３２）及び第１の組の電極（１３２０）は、互いに電気的に絶縁され得る。例えば、第２の組の電極（１３３０、１３３２）及び第１の組の電極（１３２０）はそれぞれ、それぞれの絶縁導線に結合することができ、各導線は、絶縁破壊を伴わずに、その間の厚さにわたって少なくとも７００Ｖの電位差を維持するのに十分な電気絶縁体を有する。

[0121] 第１及び第２の組の電極（１３２０、１３３０、１３３２）は、組織への外傷を低減するために非外傷性形状を含み得る。例えば、第１の組の電極（１３２０）は、リング電極であり得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１３２０）は、第２の組の電極（１３３０、１３３２）に近位のカテーテルシャフト（１３１０）の任意の部分に沿って配置され得る。第１の組の電極（１３２０）は、カテーテルシャフト（１３１０）が可撓性を維持し、かつ偏向を促進しながら、単一電極（例えば、アノード又はカソード）として機能するように、互いに離間し、１つ以上の絶縁リードを介してともに配線され得る。第２の組の電極（１３３０、１３３２）は、膨張可能な部材（１３４０）の表面上に配置され得、及び／又は膨張可能な部材（１３４０）に電気的に結合されるように、膨張可能な部材（１３４０）の表面と同一平面にあり得る。第２の組の電極（１３３０、１３３２）は、膨張可能な部材（１３４０）に沿った、同じ又は異なるサイズ、形状、及び／又は位置を有し得る。

[0122] 例えば、第２の組の電極（１３３０、１３３２）は、遠位先端電極（１３３０）、及び膨張可能な部材（１３４０）の周囲に配置された、ほぼ楕円形形状の電極（１３３２）の組を含み得る。例えば、第２の組の電極（１３３０）は、長手方向軸に対してほぼ垂直である近似平面上の膨張可能な部材（１３４０）上に形成され得る。いくつかの実施形態では、各電極（１３３２）の長手方向軸は、カテーテルシャフト（１３１０）及び／又は膨張可能な部材（１３４０）の長手方向軸に対して実質的に平行であり得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極（１３３０、１３３２）の各電極は、ともに配線され得る。他の実施形態では、第２の組の電極（１３３０、１３３２）の電極のサブセットは、電気的に互いに配線され得、一方、他のサブセット（例えば、遠位先端電極）は、独立してアドレス指定可能であり得る。いくつかの実施形態では、遠位先端電極（１３３２）は、第１の組の電極（１３２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極（１３３０、１３３２）の各電極は、独立してアドレス可能であり得る。遠位先端電極（１３３０）は、膨張可能な部材（１３４０）の遠位部分に形成され得、かつ第１の組の電極（１３２０）から電気的に絶縁され得る。

[0123] いくつかの実施形態では、第１及び第２の組の電極（１３２０、１３３０、１３３２）の１つ以上の電極は、電気生理学データを記録するためのＥＣＧ信号を受信、又は感知するように構成され得る。アブレーションデバイス（１３００）は、１つ以上のＥＣＧ信号電極を含み得る。例えば、第２の組の電極（１３３０、１３３２）の１つ以上の電極は、ＥＣＧ信号を受信するように構成され得る。遠位先端電極（１３３０）などのこれらのＥＣＧ信号電極は、それ自体の絶縁導線に結合され得る。これらの実施形態では、アブレーションデバイスを使用して、組織アブレーションの前及び／又は後に、マッピングカテーテルの代わりに、電気生理学データを記録し得る。

[0124] 膨張されたときの膨張可能な部材（１３４０）は、近位から遠位方向において非対称形状を有し、そのため、膨張可能な部材（１３４０）の一端（例えば、遠位端）は、膨張可能な部材（１３４０）の他の端（例えば、近位端）よりも球根状であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１３４０）は、カテーテルシャフト（１３１０）の長手方向軸の周りで回転対称であり得る。この構成では、膨張可能な部材（１３４０）は、心内膜表面に配置し得、かつフォーカルアブレーションを介して、病変（例えば、スポット病変）を形成するために使用され得る。電極リードは、本明細書において説明された不可逆的な電気穿孔エネルギーの送達に好適であるように、十分な絶縁体及び高い絶縁強度で構成され得る。

[0125] いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（１３１０）は、第１の組の電極（１３２０）と第２の組の電極（１３３０）との間に、又は第１の組の電極（１３２０）の近位に、偏向可能な部分を含み得る。偏向可能な部分は、カテーテルシャフト（１３１０）の長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。いくつかの実施形態において、アクチュエータ（例えば、流体源）は、膨張可能な部材に結合され得、かつ、例えば、加圧生理食塩水を使用することによって、膨張可能な部材を第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間で移行するように構成され得る。

[0126] 図１４は、第２の組の電極（１４３０、１４３２）の近位に提供された第１の組の電極（１４２０）及び膨張可能な部材（例えば、バルーン）（１４４０）を有するカテーテルシャフト（１４１０）を含む、アブレーションデバイス（１４００）（例えば、アブレーションデバイス（１１０、２００、３００、５００、５００’、５００’’、５００’’’’、１１００、１２００、１３００）と構造的及び／又は機能的に類似する）の別の実施形態の側面図である。第１の組の電極（１４２０）は、膨張可能な部材（１４４０）の近位部分の表面上に形成され得る。例えば、第１の組の電極（１４２０）は、膨張可能な部材（１４４０）の赤道面の近位に形成され得る。本明細書で使用されたように、膨張可能な部材（１４４０）の赤道面は、膨張されたときの膨張可能な部材（１４４０）の最大断面直径と交差する平面を指す。すなわち、膨張可能な部材（１４４０）の近位部分は、その最大部分で膨張可能な部材（１４４０）の断面直径より近位にある。第２の組の電極（１４３０、１４３２）は、赤道面に対して遠位の膨張可能な部材（１４４０）の表面に形成され得、かつ第１の組の電極（１４２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１４２０）及び第２の組の電極（１４３２）の長軸（例えば、長手方向軸）は、カテーテルシャフト（１４１０）及び／又は膨張可能な部材（１４４０）の長手方向軸に対して実質的に平行であり得る。

[0127] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（１４００）は、心室の内部表面など、フォーカルアブレーションを介して心内膜表面に病変を形成するのに有用である。使用中、電極（１４２０、１４３０、１４３２）は、本明細書でより詳細に説明されたように、パルス波形を送達して、組織をアブレーションするために心室に配置され得る。膨張可能な部材（１４４０）の遠位部分は、組織への外傷を低減する非外傷性形状を含み、及び／又は形成され得る。カテーテルシャフト（１４１０）及び膨張可能な部材（１４４０）は、心内膜空間（例えば、左心室）への前進のための大きさであり得る。カテーテルシャフト（１４１０）は、偏向可能なように可撓性であり得る。例えば、カテーテルシャフト（１４１０）の偏向可能な部分は、第１の組の電極（１４２０）及び第２の組の電極（１４３０、１４３２）及び膨張可能な部材（１４４０）を含むカテーテル（１４００）の一部分を、長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。膨張可能な部材（１４４０）は、第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間で移行するように構成され得る。第１の構成では、膨張可能な部材（１４４０）は、脈管構造を通ってアブレーションデバイス（１４００）を前進させるのを助けるために、カテーテルシャフト（１４１０）の直径とほぼ同じ直径を有し得る。例えば、第１の構成の膨張可能な部材（１４４０）は、カテーテルシャフト（１４１０）の長手方向軸に対してほぼ平行であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１４４０）は、長手方向軸から離れて偏倚し得る。

[0128] 第１の組の電極（１４２０）は、１つ以上の導線を使用して電気的にともに結合され得る。第２の組の電極（１４３０、１４３２）は、異なる組の導線を使用して電気的にともに結合され得る。したがって、双極子は、第１の組の電極（１４２０）と第２の組の電極（１４３０、１４３２）との間に形成され得、組織（例えば、内部表面上又は心室内の心筋細胞）をアブレーションすることができる電界をもたらす。例えば、第２の組の電極（１４３０、１４３２）及び第１の組の電極（１４２０）はそれぞれ、それぞれの絶縁導線に結合することができ、各導線は、絶縁破壊を伴わずに、その間の厚さにわたって少なくとも７００Ｖの電位差を維持するのに十分な電気絶縁体を有する。

[0129] 第１及び第２の組の電極（１４２０、１４３０、１４３２）は、組織への外傷を低減するために非外傷性形状を含み得る。例えば、第１の組の電極（１４２０）は、膨張可能な部材（１４４０）の周囲に配置された、組のほぼ楕円形形状の電極（１４２０）の組を有し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１４２０）は、第２の組の電極（１４３０、１４３２）の近位の膨張可能な部材（１４４０）の任意の部分に沿って配置され得る。第１の組の電極（１４２０）は、単一電極（例えば、アノード又はカソード）として機能するように、互いに離間し、１つ以上の絶縁リードを介してともに配線され得る。第２の組の電極（１４３０、１４３２）は、膨張可能な部材（１４３０、１４３２）の遠位端に配置され、第１の組の電極（１４２０）から電気的に絶縁され得る。

[0130] 第１及び第２の組の電極（１４２０、１４３０、１４３２）は、膨張可能な部材（１４４０）に沿った、同じ又は異なるサイズ、形状、及び／又は位置を有し得る。例えば、第１及び第２の組の電極（１４２０、１４３０、１４３２）の１つ以上の電極は、ほぼ楕円形の形状を有し得る。例えば、第２の組の電極（１４３０、１４３２）は、遠位先端電極（１４３０）、及び膨張可能な部材（１４４０）の周囲に配置された、ほぼ楕円形形状の電極（１４３２）の組を含み得る。いくつかの実施形態では、各電極（１４２０、１４３２）の長手方向軸は、カテーテルシャフト（１４１０）及び／又は膨張可能な部材（１４４０）の長手方向軸に対して実質的に平行であり得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極（１４３０、１４３２）の各電極は、ともに配線され得る。他の実施形態では、第２の組の電極（１４３０、１４３２）の電極のサブセットは、電気的にともに配線され得、一方、他のサブセット（例えば遠位先端電極）は、独立してアドレス可能であり得る。いくつかの実施形態では、遠位先端電極（１４３２）は、第１の組の電極（１４２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第１及び第２の組の電極（１４２０、１４３０、１４３２）の１つ以上の電極は、独立してアドレス可能であり得る。遠位先端電極（１４３０）は、膨張可能な部材（１４４０）の遠位部分に形成され得る。

[0131] いくつかの実施形態では、第１及び第２の組の電極（１４２０、１４３０、１４３２）の１つ以上の電極は、電気生理学データを記録するためのＥＣＧ信号を受信、又は感知するように構成され得る。アブレーションデバイス（１４００）は、１つ以上のＥＣＧ信号電極を含み得る。例えば、第２の組の電極（１４３０、１４３２）の１つ以上の電極は、ＥＣＧ信号を受信するように構成され得る。遠位先端電極（１４３０）などのこれらのＥＣＧ信号電極は、それ自体の絶縁導線に結合され得る。これらの実施形態では、アブレーションデバイスを使用して、組織アブレーションの前及び／又は後に、マッピングカテーテルの代わりに、電気生理学データを記録し得る。

[0132] いくつかの実施形態では、第１及び第２の組の電極（１４２０、１４３０、１４３２）は、使用中に信号生成器から組織にパルス波形を送達するように構成され得る。膨張可能な部材（１４４０）は、カテーテルシャフト（１４１０）の遠位部分に結合され得、かつ不可逆的電気穿孔エネルギーを組織へ送達するために構成され得る。第１の組の電極（１４２０）及び第２の組の電極（１４３０、１４３２）は、パルス波形の送達中に、反対の電気極性を有し得る。

[0133] 血液プール及び組織を通る第２の組の電極（１４３０、１４３２）と第１の組の電極（１４２０）と間の伝導によりアブレーションデバイス（１４００）によって生成された電界は、不可逆的電気穿孔を介した組織のフォーカルアブレーションをもたらし得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１４４０）は、近位から遠位方向において非対称形状を有し、そのため、膨張可能な部材（１４４０）の一端（例えば、遠位端）は、膨張可能な部材（１４４０）の他端（例えば、近位端）よりも球根状であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１４４０）は、カテーテルシャフト（１４１０）の長手方向軸の周りで回転対称であり得る。この構成では、膨張可能な部材（１４４０）は、心内膜表面に配置され得、かつフォーカルアブレーションを介して、病変（例えば、スポット病変）を形成するために使用され得る。電極リードは、本明細書において説明された不可逆的な電気穿孔エネルギーの送達に好適であるように、十分な絶縁体及び高い絶縁強度で構成され得る。

[0134] いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（１４１０）は、カテーテルシャフト（１４１０）の遠位部分などの偏向可能な部分を含み得る。偏向可能な部分は、カテーテルシャフト（１４１０）の長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。いくつかの実施形態において、アクチュエータ（例えば、流体源）は、膨張可能な部材に結合され得、かつ、例えば、加圧生理食塩水を使用することによって、膨張可能な部材を第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間で移行するように構成され得る。

[0135] 図１５は、第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）の近位に提供された第１の組の電極（１５２０）及び膨張可能な部材（例えば、バルーン）（１５４０）を有するカテーテルシャフト（１５１０）を含む、アブレーションデバイス（１５００）（例えば、アブレーションデバイス（１１０、２００、３００、５００、５００’、５００’’、５００’’’’、１１００、１２００、１３００、１４００）と構造的及び／又は機能的に類似する）の別の実施形態の側面図である。第１の組の電極（１５１０）は、カテーテルシャフト（１５１０）の遠位部分の表面上に形成され得る。すなわち、第１の組の電極（１５２０）は、カテーテルシャフト（１５１０）の遠位端の表面上に形成され得る。第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）は、膨張可能な部材（１５４０）の表面上に形成され得、かつ第１の組の電極（１５２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第２の電極（１５３２、１５３４）の長軸（例えば、長手方向軸）は、カテーテルシャフト（１５１０）及び／又は膨張可能な部材（１５４０）の長手方向軸に対して実質的に平行であり得る。

[0136] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイス（１５００）は、心室の内部表面など、フォーカルアブレーションを介して心内膜表面に病変を形成するのに有用である。使用中、電極（１５２０、１５３０、１５３２、１５３４）は、本明細書でより詳細に説明されたように、パルス波形を送達して、組織をアブレーションするために心室に配置され得る。膨張可能な部材（１５４０）の遠位部分は、組織への外傷を低減する非外傷性形状を含み、及び／又は形成され得る。カテーテルシャフト（１５１０）及び膨張可能な部材（１５４０）は、心内膜空間（例えば、左心室）への前進のための大きさであり得る。カテーテルシャフト（１５１０）は、偏向可能なように可撓性であり得る。例えば、カテーテルシャフト（１５１０）の偏向可能な部分は、第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）及び膨張可能な部材（１５４０）を含むカテーテル（１５００）の一部分を、長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。膨張可能な部材（１５４０）は、第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間を移行するように構成され得る。第１の構成では、膨張可能な部材（１５４０）は、脈管構造を通ってアブレーションデバイス（１５００）を前進させるのを助けるために、カテーテルシャフト（１５１０）の直径とほぼ同じ直径を有し得る。例えば、第１の構成の膨張可能な部材（１５４０）は、カテーテルシャフト（１５１０）の長手方向軸に対してほぼ平行であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１５４０）は、長手方向軸から離れて偏倚し得る。第１の組の電極（１５２０）は、図２Ａ〜図２Ｄに関して説明された電極（２２０、２３０）と構造的及び／又は機能的に類似し得る。

[0137] 第１の組の電極（１５２０）は、１つ以上の導線を使用して電気的にともに結合され得る。第２の組の電極の近位電極（１５３４）及び第２の組の電極の遠位電極（１５３２、１５３０）は、異なる組の導線を使用してそれぞれ別々に電気的に配線され得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１５２０）は、アノードとして構成され得、一方、第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）は、カソードとして構成され得、又はその逆でもよい。代替実施形態では、第１の組の電極（１５２０）及び第２の組の電極の近位電極（１５３４）は、アノードとして構成され得、一方、第２の組の電極の遠位電極（１５３２、１５３０）は、カソードとして構成され得、又はその逆でもよい。例えば、第２の組の電極の近位電極（１５３４）、第２の組の電極の遠位電極（１５３２、１５３０）、及び第１の組の電極（１５２０）はそれぞれ、それぞれの絶縁導線に結合することができ、各導線は、絶縁破壊を伴わずに、その厚さにわたって少なくとも７００Ｖの電位差を維持するのに十分な電気絶縁体を有する。

[0138] 第１及び第２の組の電極（１５２０、１５３０、１５３２、１５３４）は、組織への外傷を低減するために非外傷性形状を含み得る。例えば、第１の組の電極（１５２０）は、リング電極であり得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極（１５２０）は、第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）の近位のカテーテルシャフト（１５１０）の任意の部分に沿って配置され得る。第１の組の電極（１５２０）は、カテーテルシャフト（１５１０）が可撓性を維持し、かつ偏向を促進しながら、単一電極（例えば、アノード又はカソード）として機能するように、互いに離間し、１つ以上の絶縁リードを介してともに配線され得る。第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）は、膨張可能な部材（１５４０）の表状面に配置され、及び／又は膨張可能な部材（１５４０）の表面と同一平面にあり得る。第２の組の電極（１５３０、１５３２）は、膨張可能な部材（１５４０）に沿った、同じ又は異なるサイズ、形状、及び／又は位置を有し得る。

[0139] 例えば、第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）は、遠位先端電極（１５３０）、及び膨張可能な部材（１５４０）の周囲に配置された、ほぼ楕円形形状の電極（１５３２、１５３４）の組を含み得る。いくつかの実施形態では、各電極（１５３２、１５３４）の長軸（例えば、長手方向軸）は、カテーテルシャフト（１５１０）及び／又は膨張可能な部材（１５４０）の長手方向軸に対して実質的に平行であり得る。いくつかの実施形態では、遠位先端電極（１５３２）は、第１の組の電極（１５２０）から電気的に絶縁され得る。いくつかの実施形態では、第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）の各電極は、独立してアドレス可能であり得る。遠位先端電極（１５３０）は、膨張可能な部材（１５４０）の遠位部分に形成され得、かつ第１の組の電極（１５２０）から電気的に絶縁され得る。

[0140] いくつかの実施形態では、第２の組の電極は、第１の組の電極と電気的に結合され得る。例えば、第１の組の電極（１５２０）及び第２の組の電極の近位電極（１５３４）は、１つ以上の導線を使用して電気的にともに結合され得る。いくつかの実施形態では、近位電極（１５３４）は、膨張されたときの膨張可能な部材（１５４０）の最大断面直径の近位に形成され得る。すなわち、膨張可能な部材（１５４０）の近位部分は、その最大部分で膨張可能な部材（１５４０）の断面直径より近位にある。この構成では、第２の組の電極の遠位電極（１５３０、１５３２）は、第２の構成において組織に接触するように構成され得、一方、第１の組の電極（１５２０）及び第２の組の電極の近位電極（１５３４）は、第２の構成において組織と非接触になるように構成され得る。

[0141] いくつかの実施形態では、第１及び第２の組の電極（１５２０、１５３０、１５３２、１５３４）の１つ以上の電極は、電気生理学データを記録するためのＥＣＧ信号を受信、又は感知するように構成され得る。アブレーションデバイス（１５００）は、１つ以上のＥＣＧ信号電極を含み得る。例えば、第２の組の電極（１５３０、１５３２、１５３４）の１つ以上の電極は、ＥＣＧ信号を受信するように構成され得る。遠位先端電極（１５３０）などのこれらのＥＣＧ信号電極は、それ自体の絶縁導線に結合され得る。これらの実施形態では、アブレーションデバイスを使用して、組織アブレーションの前及び／又は後に、マッピングカテーテルの代わりに、電気生理学データを記録し得る。

[0142] 膨張されたときの膨張可能な部材（１５４０）は、近位から遠位方向において非対称形状を有し、そのため、膨張可能な部材（１５４０）の一端（例えば、遠位端）は、膨張可能な部材（１５４０）の他端（例えば、近位端）よりも球根状であり得る。膨張されたときの膨張可能な部材（１５４０）は、カテーテルシャフト（１５１０）の長手方向軸の周りで回転対称であり得る。この構成では、膨張可能な部材（１５４０）は、心内膜表面に配置し得、かつフォーカルアブレーションを介して、病変（例えば、スポット病変）を形成するために使用され得る。電極リードは、本明細書において説明された不可逆的な電気穿孔エネルギーの送達に好適であるように、十分な絶縁体及び高い絶縁強度で構成され得る。

[0143] いくつかの実施形態では、カテーテルシャフト（１５１０）は、第１の組の電極（１５２０）と第２の組の電極（１５３０）との間に偏向可能な部分を含み得る。他の実施形態では、偏向可能な部分は、第１の組の電極（１５２０）の近位にあり得る。偏向可能な部分は、カテーテルシャフト（１５１０）の長手方向軸に対して約２１０度まで偏向するように構成され得る。いくつかの実施形態において、アクチュエータ（例えば、流体源）は、膨張可能な部材に結合され得、かつ、例えば、加圧生理食塩水を使用することによって、膨張可能な部材を第１の構成（例えば、収縮状態）と第２の構成（例えば、膨張状態）との間で移行するように構成され得る。

[0144] 図１１〜図１５に関して本明細書において説明された実施形態では、第１の組の電極は、第２の組の電極から約２ｍｍ〜約１０ｍｍ離間し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極は、約２ｍｍ〜約１２ｍｍの長さを有するカテーテルシャフトの一部分上に形成され得る。いくつかの実施形態では、膨張されたときの膨張可能な部材は、その最大部分で約５ｍｍ〜約１５ｍｍの有効断面直径を有する形状を有し得る。いくつかの実施形態では、膨張可能な部材は、約２２ｍｍまでの長さを有し得る。例えば、膨張可能な部材は、第１の構成及び第２の構成において実質的に同じ長さを有し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極の１つ以上の電極は、約１ｍｍ〜約５ｍｍの幅を有し得、かつ約１ｍｍ〜約５ｍｍ離間し得る。いくつかの実施形態では、第１の組の電極の最遠位電極は、膨張されたときの膨張可能な部材の近位端から少なくとも約５ｍｍだけ離間し得る。

ＩＩ．方法
[0145] また、上記のシステム及びデバイスを使用して心臓腔中の組織をアブレーションするための方法も本明細書において説明される。心臓腔は、右心室、左心室、及び／又は右心房、左心房のうちの１つ以上を含み得る。一般に、本明細書において説明された方法は、心室などの１つ以上のチャンバーと接触するデバイスを導入及び配置することを含む。パルス波形は、組織をアブレーションするために、デバイスの１つ以上の電極及び膨張可能な部材（例えば、バルーン）によって送達され得る。いくつかの実施形態では、心臓ペーシング信号は、送達されたパルス波形を心周期と同期させ得る。追加的又は代替的に、パルス波形は、総エネルギー送達を削減するために階層の複数のレベルを含み得る。このように実行された組織アブレーションは、健康な組織への損傷を減らすために、ペーシングされた心拍と同期して、より少ないエネルギー送達で送達され得る。本明細書において説明されたアブレーションデバイスのいずれかを使用して、必要に応じて以下において説明された方法を使用して組織をアブレーションできることを理解されたい。

[0146] いくつかの実施形態では、本明細書において説明されたアブレーションデバイスは、不整脈を引き起こすと特定された心臓の特徴／構造のフォーカルアブレーションのために使用され得る。例えば、心臓電気生理学診断カテーテル（マッピングカテーテルなど）を使用して、リエントラント回路及び心室瘢痕組織などの心臓構造をマッピングし得、その後、本明細書において説明されたアブレーションデバイスのいずれかを使用してフォーカルアブレーションを通してアブレーションすることができる。フォーカルアブレーションは、例えば、周囲の組織を温存しながらリエントラント回路を中和する、スポット病変を創出し得る。いくつかの実施形態では、１つ以上のフォーカルアブレーション病変は、心臓不整脈を治療するために、１つ以上の箱型又は線状の病変と組み合わせて形成され得る。非限定的な例として、いくつかの実施形態では、システムは、フォーカルアブレーションを介して病変を創出するのに有用な１つ以上のマッピングカテーテル、１つ以上のアブレーションデバイス（例えば、図２Ａ〜図２Ｃ及び図３に示す）を含むことができる。

[0147] 一般に、図４Ａ〜図４Ｂに示すように、方法（４００）は、心室の心内膜空間へのデバイス（例えば、アブレーションデバイス（１１０、２００、３００、５００、５００’、５００’’、５００’’’’、１１００、１２００、１３００、１４００、１５００）の導入を含む。アブレーションデバイスは、第１の構成で導入され得、かつ心室内で第２の構成に移行し得る。一旦心室内に配置されると、電圧パルス波形は、心周期の不応期の間で組織に印加され得る。心室の電気生理学データは、アブレーションの有効性を判断するために記録され得る。

[0148] 方法（４００）は、患者においてアクセス部位を創出することから始まり得る（４０２）。例えば、治療のために左心室にアクセスするために、順行性送達アプローチは、使用され得、その場合、第１のアクセス部位は、患者の大腿静脈を介し得る。ガイドワイヤは、大腿静脈を介してアクセス部位に前進され、患者の右心房に前進され得る（４０４）。拡張器及び偏向可能なシースは、ガイドワイヤ上で右心房の中に前進させられ得る（４０６）。シースは、例えば、約２１０度まで偏向するように構成され得る。拡張器は、隔壁を通して右心房から左心房に前進させられ、経中隔開口部を創出し得る（４０８）。例えば、拡張器は、経中隔開口部を創出するために、右心房から心房中隔を通して左心房の中に前進させられ得る。心房中隔には、患者の卵円窩が含まれ得る。経中隔開口部は、拡張器を使用して拡張され得る（４１０）。例えば、拡張器は、シースから外に前進させられ得、かつ卵円窩を突いて経中隔開口部を創出するために使用され得る（患者がヘパリン化されていると仮定）。代替的に、経中隔針（例えば、ブロッケンブロー針）を使用して、経中隔開口部を創出し得る。シースは、経中隔開口部を通して右心房から左心房の中に前進させられ得る（４１２）。アブレーションデバイスは、僧帽弁を介して、ガイドワイヤ上で左心室の中に前進させられ得る（４１４）。代替的に、左心室は、逆行性アプローチによってアクセスされ得、その場合、第１のアクセス部位は、患者の大腿動脈を介し得、かつガイドワイヤ及びアブレーションデバイスは、患者の大動脈を通り、その後、大動脈弁を通り左心室に前進し得る。右心室の治療のために、第１のアクセス部位は、再び患者の大腿静脈を介し得、ガイドワイヤ及びアブレーションデバイスは、患者の右心房の中に前進し、次いで三尖弁を通り右心室に前進し得る。

[0149] いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスは、カテーテルシャフト内腔、及びシャフト内腔を通って延在する１組の絶縁導線を含み得る。カテーテルシャフトは、シャフトの表面上に形成された１つ以上の電極を含み得る。いくつかの実施形態では、１つ以上の電極は、膨張可能な部材の１つ以上の部分上に配置され得る。例えば、電極は、膨張可能な部材の遠位端上に配置され得る。１つ以上の電極は、心室から電気生理学信号を受信するように構成され得る。図４Ａ〜図４Ｂの方法では、アブレーションデバイスは、心室の電気生理学データを記録するように構成され得る。いくつかの実施形態では、アブレーションデバイスが電気生理学データを記録できるようにするために、アブレーションデバイスは、心室（例えば、左心室）内の第１の構成から第２の構成に移行し得る（４１６）。いくつかの実施形態において、膨張可能な部材は、アブレーションデバイスのハンドルを使用して、第１の構成と第２の構成との間で移行され得る。例えば、ハンドルは、膨張可能な部材内の生理食塩水の体積を制御する生理食塩水流量制御機構を含み得る。ハンドルは、膨張可能な部材の構成を示すために生理食塩水量インジケータをさらに含み得る。第２の構成のアブレーションデバイスは、アブレーションデバイスを使用して電気生理学データを記録するように構成され得る（４１８）。例えば、カテーテルシャフト及び膨張可能な部材上の１つ以上の電極は、電気生理学データを記録するためのＥＣＧ信号を受信するように構成され得る。

[0150] 他の実施形態では、別個の診断でバイアス（例えば、マッピングカテーテル）を使用して、治療される心室の電気生理学データを記録し得る。電気生理学データを使用して解剖学的マップを生成し、これを使用して、エネルギー送達（例、アブレーション）後に記録された電気生理学データを比較し得る。診断でバイアスは、大腿静脈又は頸静脈を介して選択された心室に進められ得る。これらの実施形態では、診断デバイス（例えば、第２のカテーテル）は、選択された心室の中にアブレーションデバイスを前進させる代わりに、ステップ（４１２）の後、ガイドワイヤ上で、右心室（三尖弁を介して）又は心室（左心房及び僧帽弁を介して）に前進させられ得る。第２のカテーテルは、１つ以上の心室の電気生理学データを記録するために使用され得る。完了したら、診断でバイアスは、ガイドワイヤ上で身体から引き抜かれ得、その後、アブレーションデバイスは、ガイドワイヤ上で選択された心室の中に前進させられ得る。

[0151] さらに図４Ａ〜図４Ｂを参照すると、第２のアクセス部位は、心臓刺激用の導線又はカテーテルを患者の心臓に前進させるために、患者において創出され得る。例えば、第２のアクセス部位は、患者の頸静脈を介し得る。心臓刺激のためのデバイスは、第２のアクセス部位（例えば、右心室の頂点近傍）を通り右心室の中に前進させられ得る（４２０）。ペーシング信号は、心臓刺激器によって生成され得、かつ心臓の心臓刺激のために心臓に適用され得る。ペーシング信号の表示は、心臓刺激器から信号生成器に送信され得る。いくつかの実施形態では、操作者は、ペーシング捕捉を確認し、心室が意図したとおりにペーシング信号に応答していると判断し得る。例えば、ペーシング補足は、信号生成器上のＥＣＧディスプレイ上で確認され得る。ペーシング補足の確認は、ペーシングによるＱ波の強制的な周期性によるペーシングと同期してアブレーションが送達されるという点で、安全機能である。

[0152] アブレーションデバイスは、組織アブレーションのために構成されたパルス波形を送達するために、標的心室に向かって前進させ得る（４２２）。特に、第２の構成のアブレーションデバイスは、心臓の心室に向かって前進させられて、組織表面に接触し得る。シースは、必要に応じて偏向させて、アブレーションデバイスを標的心室に向けられ得る。膨張可能な部材は、膨張可能な部材が所定の位置で心室に対して膨張可能な部材に接触するように膨張する第２の構成に移行され得る。アブレーションデバイスが心臓内の所定の位置に配置されて１つ以上のパルス波形を送達すると、延長ケーブルを使用して、信号生成器をアブレーションデバイスのハンドルの近位端に電気的に結合し得る。ペーシングデバイスを使用して、右心室をペーシングした（４２４）後、アブレーションデバイスを使用して、心室にパルス波形を送達して、標的心室の一部分の組織をアブレーションし得る（４２６）。パルス波形は、ペーシング信号と同期して配信され得る。

[0153] 図に詳細に説明されたように（例えば、図５Ａ〜図５Ｊ）、アブレーションデバイスは、心室の心筋組織の領域に電界強度を生成するように構成され得る（例えば、リエントラント回路であり得る、など）、組織に不可逆的な電気穿孔を引き起こすのに十分な大きさである。例えば、図５Ｄのアブレーションデバイスの膨張可能な部材は、組織表面と接触し得、かつ、図５Ｅの空間ゾーン（５３２）によって示されるように、約５ｍｍ〜約８ｍｍの深さで心室を貫通し、１つ以上のフォーカルアブレーション病変を形成する、１組の高強度電界線を生成するために使用され得る。空間ゾーン（５３２）に対応するアブレーションゾーンは、広く、かつ深くなり得る。膨張可能な部材のサイズは、電界の深さ及び強度を制御するために修正され得る。これにより、エネルギーは、より効率的に送達され、そのため、送達された総エネルギーが最小である組織アブレーションが可能になる。

[0154] 不可逆的電気穿孔パルス電界療法の送達のために構成されたアブレーションデバイスの例が本明細書において説明されたが、本明細書において説明された例は例示目的のみのために提供され、当業者は本発明の範囲から逸脱することなく他の変形を考案し得る。例えば、様々な材料、多面体側面、電極直径、デバイスの寸法、電圧レベル、近位電極、及び他のそのような詳細が可能であり、本発明の範囲から逸脱することなく、当面の用途に都合がよいように実装することができる。カテーテルシャフトは、カテーテルハンドルからの偏向を制御することにより、様々な偏向を受け得る。膨張可能な部材の実施形態に配置された金属化電極部分は、ＥＣＧ信号記録又は不可逆的電気穿孔療法送達又はその両方に使用され得る。

[0155] 本明細書で議論されたように、パルス波形は、アブレーションデバイスに結合された信号生成器によって生成され得る。信号生成器は、アブレーションデバイスのハンドルの近位端に電気的に結合され得る。例えば、延長ケーブルは、信号生成器をハンドルの近位端に電気的に結合し得る。いくつかの実施形態では、パルス波形は、ペーシング信号に関する時間オフセットを含み得る。いくつかの実施形態では、パルス波形は、第１の組のパルスを含むパルス波形の階層の第１のレベルを含み得る。各パルスは、パルス時間持続期間と、連続するパルスを分離する第１の時間間隔とを有する。パルス波形の階層の第２のレベルは、複数の第１の組のパルスを第２の組のパルスとして含み得る。第２の時間間隔は、連続する第１の組のパルスを分離し得る。第２の時間間隔は、第１の時間間隔の持続期間の少なくとも３倍であり得る。パルス波形の階層の第３のレベルは、複数の第２の組のパルスを第３の組のパルスとして含み得る。第３の時間間隔は、連続する第２の組のパルスを分離し得る。第３の時間間隔は、第２のレベルの時間間隔の持続期間の少なくとも３０倍であり得る。パルス波形の階層の第４のレベルは、複数の第３の組のパルスを第４の組のパルスとして含み得る。第４の時間間隔は、連続する第３の組のパルスを分離し得る。第４の時間間隔は、第３のレベルの時間間隔の持続期間の少なくとも１０倍であり得る。

[0156] 第２の構成のアブレーションデバイスの１つ以上の電極は、標的心室の電気生理学信号を受信するように構成され得、かつ標的心室の電気生理学データを記録するために使用され得る（４２８）。電気生理学データは、アブレーションの前に記録されたベースラインデータと比較して、アブレーションが成功したかどうかを判断し得る（４３０）。

[0157] 他の実施形態では、アブレーションデバイスは、ガイドワイヤ上で心臓から引き抜かれ得、かつマッピングカテーテルは、ガイドワイヤ上で前進させられ、標的心室のアブレーション後の電気生理学データを記録し得る。電気生理学データ及び所定の基準に基づいてアブレーションが成功しない場合（４３０−いいえ）、プロセスは、追加のパルス波形の送達のためにステップ４２６に戻り得る。パルス波形パラメータは、同じであるか、又は後続のアブレーションサイクルで変更され得る。

[0158] 電気生理学データの分析が心室部分のアブレーションが成功したことを示す場合（例えば、組織部分が電気的に無音である）（４３０−はい）、決定は、アブレーションする他の標的心室部分で行われ得る（４３２）。別の標的心室部分は、選択される得（４２４）、他の心室部分がアブレーションされたとき、プロセスは、ステップ４２２に戻り得る。標的心室間で切り替えるとき、膨張可能な部材は、少なくとも部分的に収縮し得、アブレーションデバイスは、組織の別の部分に向かって前進され得る。他の部分がアブレーションされない場合（４３２−ＮＯ）、アブレーションデバイス、心臓刺激器、シース、ガイドワイヤなどは、患者から除去され得る（４３６）。

[0159] 他の実施形態では、診断デバイス（例えば、マッピングカテーテル）を使用して、アブレーションデバイスによりパルス波形が組織に送達された後、心室の電気生理学データを記録し得る。これらの実施形態では、ステップ４２６又は４３６の後、アブレーションデバイスをガイドワイヤ上で患者から引き抜き、診断デバイスをガイドワイヤ上で心室内に前進させて、組織アブレーションを受けた標的心室の電気生理学データを記録し得る。

[0160] 本明細書において説明されたステップのいずれかについて、アブレーションデバイスの放射線不透過性部分は、オペレータを支援するために蛍光透視下で撮像され得ることに留意されたい。例えば、視覚的確認は、第２の構成の膨張可能な部材が心室と接触していること、又は心室に対する膨張可能な部材と電極の並置を視覚的に確認するために、蛍光透視下の撮像を通して実行され得る。複数の角度からの撮像を使用して、位置決めを確認し得る。

[0161] 本開示の例及び説明は、例示的な目的に役立ち、本発明の範囲から逸脱することなく、本明細書の教示に従って、膨張可能な部材の特性、電極の数などの、逸脱及び変形を構築ならびに展開できることを理解されたい。

パルス波形
[0162] 不可逆的電気穿孔による組織アブレーションを達成するためのパルス電界／波形の選択的かつ迅速な適用のための方法、システム、及び装置が、本明細書に開示される。本明細書で開示されたパルス波形（複数可）は、本明細書において説明されたシステム（１００）、デバイス（例えば、２００、３００）、及び方法（例えば、４００）のいずれでも使用可能である。いくつかの実施形態は、組の電極を介して組織にエネルギーを送達するための順序付けられた送達スキームとともに、パルス化された高電圧波形に関する。いくつかの実施形態では、ピーク電界値を低減及び／又は最小化することができ、同時に、組織アブレーションが望まれる領域で十分に大きい電界強度を維持することができる。いくつかの実施形態では、不可逆的電気穿孔に有用なシステムは、アブレーションデバイスの選択された複数の電極又は電極のサブセットにパルス電圧波形を適用するように構成され得る信号生成器及びプロセッサを含む。いくつかの実施形態では、プロセッサは、入力を制御するように構成され、それにより、選択された電極のアノード−カソードのサブセットの対は、所定のシーケンスに基づいて連続的にトリガーされることができ、一実施形態では、シーケンス化された送達は心臓刺激器及び／又はペーシングデバイスからトリガーされることができる。いくつかの実施形態では、心臓の洞調律の混乱を回避するために、アブレーションパルス波形は、心周期の不応期に適用される。これを実施する一例の方法は、心臓刺激器で心臓を電気的にペーシングし、ペーシングの捕捉を確実にして心周期の周期性及び予測可能性を確立し、次いで、アブレーション波形が送達されるこの周期サイクル内の不応期内の時間窓を明確にすることである。

[0163] いくつかの実施形態では、本明細書で開示されるパルス電圧波形は、機構が階層的であり、入れ子構造を有する。いくつかの実施形態では、パルス波形は、様々な関連するタイムスケールを有するパルスの階層的なグループ分けを含む。さらに、関連するタイムスケール及びパルス幅、ならびにパルス及び階層的なグループ分けの数は、心臓ペーシングの周波数が関与するディオファントス不等式の組のうちの１つ以上を満たすように選択され得る。

[0164] 本明細書に開示された電気穿孔エネルギー送達のパルス波形は、不可逆的電気穿孔に関連する電界閾値を低下させることにより、エネルギー送達の安全性、効率、及び有効性を高め、送達される総エネルギーが減少したより効果的な切除病変をもたらし得る。これにより、様々な心臓不整脈の治療的処置を含む電気穿孔の臨床応用分野が拡大し得る。

[0165] 図６は、パルス幅又は持続期間に関連付けられたパルス（６００）などの、各パルスに関して、一連の矩形ダブルパルスの形態をとるパルス電圧波形を示す。パルス幅／持続期間は、間のすべての値及び部分的な範囲を含めて、約０．５マイクロ秒、約１マイクロ秒、約５マイクロ秒、約１０マイクロ秒、約２５マイクロ秒、約５０マイクロ秒、約１００マイクロ秒、約１２５マイクロ秒、約１４０マイクロ秒、約１５０マイクロ秒であることができる。図６のパルス波形は、すべてのパルスの極性が同じである１組の単相パルスを示す（ゼロベースラインから測定した場合、図６ではすべて正）。不可逆的電気穿孔用途などのいくつかの実施形態では、各パルスの高さ（６００）又はパルスの電圧振幅（６００）は、間のすべての値及び部分範囲を含めて、約４００ボルト、約１，０００ボルト、約５，０００ボルト、約１０，０００ボルト、約１５，０００ボルトの範囲であり得る。図６に示すように、パルス（６００）は、時には第１の時間間隔と称されることもある時間間隔（６０２）だけ、隣接パルスから分離されている。第１の時間間隔は、不可逆的電気穿孔を生成するために、間のすべての値及び部分範囲を含めて、約３マイクロ秒、約５０マイクロ秒、約１００マイクロ秒、約２００マイクロ秒、約５００マイクロ秒、約８００マイクロ秒、約１ミリ秒であり得る。

[0166] 図７は、入れ子のパルスの階層構造を有するパルス波形を導入する。図７は、連続するパルス間の持続期間ｔ_１の（７０２）などの時間間隔（時には第１の時間間隔と称されることもある）で分離されたパルス幅／パルス時間持続期間ｗを有するパルス（７００）などの一連の単相パルスを示し、その数ｍ_１は、パルスのグループ（７１０）を形成するように配置される（時には第１の組のパルスと称されることもある）。さらに、波形は、連続するグループ間の持続期間ｔ_２の時間間隔（７１２）（時には第２の時間間隔と称されることもある）によって分離されたパルスのグループ（時には第２のパルスの組と称されることもある）のような数ｍ_２を有する。図７の（７２０）によってマークされた、パルスグループのような数ｍ_２の集合は、パケット及び／又は第３の組のパルスと称され得る、階層の次のレベルを構成する。パルス幅及びパルス間の時間間隔ｔ_１は両方とも、間のすべての値及び部分範囲を含めて、マイクロ秒から数百マイクロ秒の範囲にあることができる。いくつかの実施形態では、時間間隔ｔ_２は、時間間隔ｔ_１の少なくとも３倍大きくなることができる。いくつかの実施形態では、比ｔ_２／ｔ_１は、間のすべての値及び部分範囲を含めて約３〜約３００の範囲にあることができる。

[0167] 図８は、入れ子にされたパルス階層波形の構造をさらに詳しく説明している。この図では、一連のｍ_１個のパルス（個々のパルスは図示せず）がパルスのグループ（８００）（例えば、第１の組のパルス）を形成する。１つのグループと次のグループとの間の持続期間ｔ_２（例えば、第２の時間間隔）のグループ間時間間隔（８１０）によって分離された一連のｍ_２個のようなグループは、パケット（例えば、第２の組のパルス）を形成する。１つのパケットと次のパケットとの間の持続期間ｔ_３（例えば、第３の時間間隔）の時間間隔（８１２）によって分離された一連のｍ_３個のようなパケットは、階層内の次のレベル、図面においてラベル付けされたスーパーパケット（８２０）（例えば、第３の組のパルス）を形成する。いくつかの実施形態では、時間間隔ｔ_３は、時間間隔ｔ_２よりも少なくとも約３０倍大きくなることができる。いくつかの実施形態では、時間間隔ｔ_３は、時間間隔ｔ_２よりも少なくとも５０倍大きくなることができる。いくつかの実施形態では、比ｔ_３／ｔ_２は、間のすべての値及び部分範囲を含めて、約３０〜約８００の範囲にあることができる。パルス階層内の個々の電圧パルスの振幅は、間のすべての値及び部分範囲を含めて、５００ボルト〜７，０００ボルト以上の範囲のいずれかであることができる。

[0168] 図９は、階層構造を有する二相性波形シーケンスの例を提供する。図に示されている例では、（９００）などの二相性パルスは、パルスの１サイクルを完了するために正の電圧部分及び負の電圧部分を有する。持続期間ｔ_１の隣接サイクルとｎ_１の隣接サイクル間に時間遅延（９０２）（例えば、第１の時間間隔）があり、そのようなサイクルは、パルスのグループ（９１０）（例えば、第１の組のパルス）を形成する。１つのグループと次のグループとの間の持続期間ｔ_２のグループ間時間間隔（９１２）（例えば、第２の時間間隔）によって分離された一連のｎ_２個のようなグループは、パケット（９２０）（例えば、第２の組のパルス）を形成する。図はまた、パケット間の持続期間ｔ_３の時間遅延（９３２）（例えば、第３の時間間隔）を有する、第２のパケット（９３０）を示す。単相性パルスの場合と同様に、より高いレベルの階層構造も、形成されることができる。各パルスの振幅又は二相性パルスの電圧振幅は、間のすべての値及び部分範囲を含めて、５００ボルト〜７，０００ボルト以上の範囲のいずれかであることができる。パルス幅／パルス時間持続期間は、ナノ秒又はサブナノ秒から数十マイクロ秒の範囲であることができ、遅延ｔ_１は、０から数マイクロ秒の範囲であることができる。グループ間時間間隔ｔ_２は、パルス幅よりも少なくとも１０倍大きくなることができる。いくつかの実施形態では、時間間隔ｔ_３は、時間間隔ｔ_２よりも少なくとも約２０倍大きくなることができる。いくつかの実施形態では、時間間隔ｔ_３は、時間間隔ｔ_２よりも少なくとも５０倍大きくなることができる。

[0169] 本明細書に開示される実施形態は、階層の様々なレベルで波形要素／パルスを含む、階層波形として構造化された波形を含む。図７の（７００）のような個々のパルスは、階層の第１レベルを備え、関連するパルス時間持続期間及び連続するパルス間の第１時間間隔を有する。組のパルス、又は第１のレベル構造の要素は、図７のパルスのグループ／第２の組のパルス（７１０）のような階層の第２のレベルを形成する。波形に関連付けられている他のパラメータには、第２の組のパルスの合計時間持続期間（図示せず）、第１のレベル要素／第１の組のパルスの合計数、及び第２のレベル構造／第２の組のパルスを記述する連続する第１のレベル要素間の第２の時間間隔などがある。いくつかの実施形態では、第２の組のパルスの合計時間持続期間は、間のすべての値及び部分範囲を含めて、約２０マイクロ秒〜約１０ミリ秒であることができる。組のグループ、第２の組のパルス、又は第２のレベル構造の要素は、図７のグループのパケット／第３の組のパルス（７２０）のような階層の第３のレベルを形成する。他のパラメータの中でも、第３の組のパルスの合計時間持続期間（図示せず）、第２のレベル要素／第２の組のパルスの合計数、及び第３のレベル構造／第３の組のパルスを記述する連続する第２のレベル要素間の第３の時間間隔などがある。いくつかの実施形態では、第３の組のパルスの合計時間持続期間は、間のすべての値及び部分範囲を含めて、約６０マイクロ秒から約２００ミリ秒の間であることができる。波形の一般的な反復又は入れ子構造は、１０レベル以上の構造など、より高い複数レベルを継続することができる。

[0170] 例えば、パルス波形は、パルス波形の階層の第４のレベルを含み得、第４の組のパルスとして、複数の第３の組のパルスを含み得、第４のパルス間隔は連続する第３の組のパルスを分離し、第４時間間隔は、第３のレベルの時間間隔の持続期間の少なくとも１０倍である。

[0171] いくつかの実施形態では、本明細書において説明された入れ子構造及び時間間隔の階層を有する階層波形は、不可逆的電気穿孔アブレーションエネルギー送達に有用であり、異なる組織の種類での用途に十分な制御と選択性を提供する。好適なパルス生成器を用いて、様々な階層波形を生成することができる。本明細書の例では、明確にするために単相性及び二相性の波形を個別に識別しているが、波形階層の一部分が単相性であり、他の部分が二相性である組み合わせ波形も生成／実装できることを理解されたい。

[0172] いくつかの実施形態では、心臓の洞調律の混乱を回避するために、本明細書において説明されたアブレーションパルス波形は、心周期の不応期中に適用される。いくつかの実施形態では、処置方法は、心臓刺激器で心臓を電気的にペーシングしてペーシングの捕捉を確実にし、心周期の周期性及び予測可能性を確立し、次いで、１つ以上のパルスアブレーション波形が送達され得る心周期内の不応期内の時間窓を画定することを含む。図１０は、心房ペーシング及び心室ペーシングの両方が適用された例を示す（例えば、それぞれ右心房及び右心室にペーシングリード又はカテーテルが配置されている）。図１０は、横軸に時間を表して、（１０００）及び（１０１０）のような一連の心室ペーシング信号、及び一連の心房ペーシング信号（１０２０、１０３０）を、ペーシング信号によって駆動された一連のＥＣＧ波形（１０４０、１０４２）とともに、示す。図１０に太い矢印で示されているように、心房ペーシング信号（１０２２）及び心室ペーシング信号（１０００）にそれぞれ従う心房不応時間窓（１０２２）及び心室不応時間窓（１００２）がある。図１０に示すように、心房及び心室の両方の不応時間窓（１０２２、１００２）内にある、持続期間Ｔ_ｒの共通の不応時間窓（１０５０）を画定することができる。いくつかの実施形態では、この共通の不応時間窓（１０５０）に電気穿孔アブレーション波形（複数可）を適用することができる。この不応時間窓（１０２２）の開始は、図１０に示されるように、時間オフセット（１００４）だけペーシング信号（１０００）からオフセットされる。いくつかの実施形態では、時間オフセット（１００４）は、約２５ミリ秒よりも小さくすることができる。次の心拍では、同様に画定された共通の不応時間窓（１０５２）が、アブレーション波形（複数可）の適用に使用可能な次の時間窓である。このようにして、アブレーション波形（複数可）は、共通の不応時間窓内に留まる各心拍で、一連の心拍にわたって適用され得る。一実施形態では、パルス波形階層において上記で画定されたパルスの各パケットは、所与の電極の組に対して一連のパケットが一連の心拍にわたって適用されるように、心拍にわたって適用されることができる。

[0173] 本明細書で使用されたように、数値及び／又は範囲と併せて使用するときの「約」及び／又は「およそ」という用語は、一般に、列挙した数値及び／又は範囲の近傍の数値及び／又は範囲を指す。場合によっては、「約」及び「およそ」という用語は、記載された値の±１０％以内を意味し得る。例えば、場合によっては、「約１００［単位］」は、１００の±１０％以内（例えば、９０〜１１０）を意味し得る。「約」及び「およそ」という用語は、同じ意味で使用され得る。

[0174] 本明細書において説明されるいくつかの実施形態は、様々なコンピュータ実装動作を実行するための命令又はコンピュータコードを有する非一時的コンピュータ可読媒体（非一時的プロセッサ可読媒体とも称される）を備えたコンピュータストレージ製品に関する。コンピュータ可読媒体（又はプロセッサ可読媒体）は、それ自体が一時的な伝播信号（例えば、空間やケーブルなどの伝送媒体上で情報を運ぶ伝播電磁波）を含まないという意味で非一時的である。メディア及びコンピュータコード（コード又はアルゴリズムとも称され得る）は、特定の目的のために設計及び構築されたものである。非一時的コンピュータ可読能媒体の例には、ハードディスク、フロッピーディスク、磁気テープなどの磁気記憶媒体コンパクトディスク／デジタルビデオディスク（ＣＤ／ＤＶＤ）などの光学記憶媒体と、コンパクトディスク読み取り専用メモリ（ＣＤ−ＲＯＭ）、及びホログラフィックデバイスと、光ディスクなどの光磁気記憶媒体と、搬送波信号処理モジュールと、アプリケーション固有の集積回路（ＡＳＩＣ）、プログラマブルロジックデバイス（ＰＬＤ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）デバイスなど、プログラムコードを記憶及び実行するように特別に構成されたハードウェアデバイスと、が含まれるが、これらに限定されない。本明細書において説明される他の実施形態は、例えば、本明細書に開示される命令及び／又はコンピュータコードを含み得るコンピュータプログラム製品に関する。

[0175] 本明細書において説明されたシステム、デバイス、及び／又は方法は、ソフトウェア（ハードウェアで実行される）、ハードウェア、又はそれらの組み合わせによって実行され得る。ハードウェアモジュールは、例えば、汎用プロセッサ（又はマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、及び／又は特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）を含み得る。ソフトウェアモジュール（ハードウェア上で実行）は、Ｃ、Ｃ＋＋、Ｊａｖａ（登録商標）、Ｒｕｂｙ、Ｖｉｓｕａｌ Ｂａｓｉｃ（登録商標）、及び／又はその他のオブジェクト指向、プロシージャ型、又は他のプログラミング言語と開発ツールを含む様々なソフトウェア言語（例えば、コンピュータコード）で表現され得る。コンピュータコードの例は、マイクロコード又はマイクロ命令、コンパイラによって生成されるような機械命令、Ｗｅｂサービスの生成に使用されるコード、及び通訳を使用するコンピュータによって実行される高レベルの命令を含むファイルを含むが、これらに限定されない。コンピュータコードのその他の例は、制御信号、暗号化コード、及び圧縮コードを含むが、これらに限定されない。

[0176] 本明細書の特定の例及び説明は、本質的に例示であり、実施形態は、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される本発明の範囲から逸脱することなく、本明細書で教示する材料に基づいて当業者によって開発され得る。

Claims (81)

1. 装置であって、
   長手方向軸を画定するカテーテルシャフトと、
   前記カテーテルシャフトの遠位端に結合されている、膨張可能な部材と、
   前記カテーテルシャフトの表面上に形成されている、第１の組の電極と、
   前記膨張可能な部材上に形成されており、かつ前記第１の組の電極から電気的に絶縁されている、第２の電極と、備える、装置。
2. 装置であって、
   長手方向軸を画定するカテーテルシャフトと、
   前記カテーテルシャフトの遠位端に結合されている、膨張可能な部材と、
   前記膨張可能な部材上に形成されており、かつ前記膨張可能な部材の赤道面の近位に配置されている、第１の組の電極と、
   前記膨張可能な部材上に形成されており、かつ前記膨張可能な部材の前記赤道面の遠位に配置されている、第２の組の電極であって、前記第２の組の電極が、前記第１の組の電極から電気的に絶縁されている、第２の組の電極と、を備える、装置。
3. 装置であって、
   長手方向軸を画定するカテーテルシャフトと、
   前記カテーテルシャフトの遠位端に結合されている、膨張可能な部材であって、前記膨張可能な部材が、１組の電気的伝導性部分を含む外部表面を有する、膨張可能な部材と、
   前記カテーテルシャフトの表面上に形成されている、第１の組の電極と、
   前記カテーテルシャフトの前記表面上の前記第１の組の電極の遠位に形成されている、第２の組の電極であって、前記第２の組の電極が、前記膨張可能な部材の前記外部表面に電気的に結合されており、かつ前記第１の組の電極から電気的に絶縁されている、第２の組の電極と、を備える、装置。
4. システムであって、
   パルス波形を生成するように構成されている、信号生成器と、
   前記信号生成器に結合されており、かつ前記パルス波形を受信するように構成されている、アブレーションデバイスと、を備え、前記アブレーションデバイスが、
   ハンドルと、
   長手方向軸を画定するカテーテルシャフトと、
   前記カテーテルシャフトの遠位端に結合されている、膨張可能な部材と、
   前記カテーテルシャフトの表面上に形成されている、第１の組の電極と、
   前記膨張可能な部材の前記外部表面上に形成されており、かつ前記第１の組の電極から電気的に絶縁されている、第２の組の電極と、を含む、システム。
5. 装置であって、
   長手方向軸を画定するカテーテルシャフトと、
   前記カテーテルシャフトの遠位端に結合されている環状の膨張可能な部材であって、前記膨張可能な部材が、それを通る環状の膨張可能な部材内腔を画定する、環状の膨張可能な部材と、
   前記環状の膨張可能な部材の遠位端に配置されている、第１の電極であって、前記第１の電極が、実質的に平面状の部分を有する、第１の電極と、
   前記環状の膨張可能な部材内腔から、及びその遠位に延在しており、かつ前記第１の電極から離間している、第２の電極と、を備える、装置。
6. 前記第１の組の電極と前記第２の電極との間の前記膨張可能な部材上に形成されている第２の組の電極をさらに含む、請求項１に記載の装置。
7. 前記第２の電極が、独立してアドレス可能である、請求項６に記載の装置。
8. 前記第２の組の電極の各電極が、独立してアドレス可能である、請求項６に記載の装置。
9. 前記第２の組の電極が、前記長手方向軸に対してほぼ垂直である近似平面上の前記膨張可能な部材上に形成されている、請求項１又は６に記載の装置。
10. 前記第２の組の電極の各電極が、円形又は楕円形形状を有する、請求項１又は６に記載の装置。
11. 前記楕円形形状を有する前記第２の組の電極の各電極の長軸が、前記長手方向軸に対して実質的に平行である、請求項１０に記載の装置。
12. 前記第１の組の電極が、パルス波形の送達中に、前記第２の組の電極の極性とは反対の極性を有する、請求項２及び３に記載の装置。
13. 前記第１の組の電極が、パルス波形の送達中に、前記第２の電極の前記極性とは反対の極性を有する、請求項１に記載の装置。
14. 前記第１の組の電極が、前記パルス波形の送達中に、前記第２の組の電極の前記極性とは反対の極性を有する、請求項４に記載の装置。
15. 前記カテーテルシャフトが、前記第１の組の電極と前記第２の組の電極との間に形成されている偏向可能な部分を含み、前記偏向可能な部分が、前記長手方向軸に対して約２１０度まで、前記第２の組の電極及び前記膨張可能な部材を含む前記カテーテルの一部分を偏向させるように構成されている、請求項１、３、及び４に記載の装置。
16. 前記膨張可能な部材に結合されており、かつ前記膨張可能な部材を膨張させるように構成されている、流体源をさらに備える、請求項１、３、及び４に記載の装置。
17. 前記第１の組の電極のうちの１つ以上の電極、及び前記第２の組の電極のうちの１つ以上の電極が、それに関連付けられた絶縁導線を有し、前記絶縁導線が、その対応する絶縁体の絶縁破壊を伴わずに、少なくとも約７００Ｖの電位を維持するように構成されており、前記絶縁導線が、前記カテーテルシャフトの内腔内に配置されている、請求項２〜４に記載の装置。
18. 前記第１の組の電極のうちの１つ以上の電極、及び前記第２の電極が、それに関連付けられた絶縁導線を有し、前記絶縁導線が、その対応する絶縁体の絶縁破壊を伴わずに、少なくとも約７００Ｖの電位を維持するように構成されており、前記絶縁導線が、前記カテーテルシャフトの内腔内に配置されている、請求項１に記載の装置
19. 前記第１の組の電極のうちの１つ以上の電極、及び前記第２の組の電極のうちの１つ以上の電極が、独立してアドレス可能である、請求項２〜４に記載の装置。
20. 前記第１の組の電極のうちの１つ以上の電極、及び前記第２の電極が、独立してアドレス可能である、請求項１に記載の装置。
21. 前記第１の組の電極の最遠位電極が、前記第２の組の電極の最近位電極から約４ｍｍ〜約１０ｍｍ離間している、請求項１、３、及び４に記載の装置。
22. 前記第１の組の電極の最遠位電極が、前記膨張可能な部材の近位端から少なくとも約５ｍｍ離間している、請求項１、３、及び４に記載の装置。
23. 前記第１の組の電極が、約３ｍｍ〜約１２ｍｍの長さを有する前記カテーテルシャフトの一部分上に形成されている、請求項３及び４に記載の装置。
24. 前記膨張可能な部材が、その赤道面において約５ｍｍ〜約１５ｍｍの断面直径を有する、請求項１、３、及び４に記載の装置。
25. 前記膨張可能な部材が、約２２ｍｍまでの長さを有する、請求項１、３、及び４に記載の装置。
26. 前記第１の組の電極の各電極が、約１ｍｍ〜約５ｍｍの幅を有し、前記第１の組の電極の隣接する電極が、約１ｍｍ〜約５ｍｍ離間している、請求項１、３、及び４に記載の装置。
27. 前記膨張可能な部材が、近位から遠位方向において非対称形状を有する、請求項１、３、及び４に記載の装置。
28. 前記膨張可能な部材が、球根状形状を有する、請求項１、３、及び４に記載の装置。
29. 前記膨張可能な部材が、多面体形状を有する、請求項１、３、及び４に記載の装置。
30. 前記膨張可能な部材の外部表面上に形成されている生体適合性コーティングをさらに含む、請求項１、３、及び４に記載の装置。
31. 前記カテーテルの前記遠位端が、前記膨張可能な部材の内部容積内に延在している、請求項１、３、及び４に記載の装置。
32. 前記カテーテル及び前記膨張可能な部材の内部表面に結合されている１組のスプラインをさらに含み、前記１組のスプラインが、
    前記１組のスプラインが、前記長手方向軸に対してほぼ平行である、第１の構成と、
    前記１組のスプラインが、前記長手方向軸から離れて偏倚する、第２の構成と、の間を移行するように、前記長手方向軸に沿って並進するように構成されている、請求項１、３、及び４に記載の装置。
33. 前記パルス波形が、
    第１の組のパルスを含む前記パルス波形の階層の第１のレベルであって、各パルスが、パルス時間持続期間を有し、第１の時間間隔が、連続するパルスを分離する、前記パルス波形の階層の第１のレベルと、
    複数の第１の組のパルスを第２の組のパルスとして含む前記パルス波形の前記階層の第２のレベルであって、第２の時間間隔が、連続する第１の組のパルスを分離し、前記第２の時間間隔が、前記第１の時間間隔の前記持続期間の少なくとも３倍である、前記パルス波形の前記階層の第２のレベルと、
    複数の第２の組のパルスを第３の組のパルスとして含む前記パルス波形の前記階層の第３のレベルであって、第３の時間間隔が、連続する第２の組のパルスを分離し、前記第３の時間間隔が、前記第２のレベルの時間間隔の前記持続期間の少なくとも３０倍である、前記パルス波形の前記階層の第３のレベルと、を含む、請求項４に記載のシステム。
34. 前記パルス波形が、複数の第３の組のパルスを第４の組のパルスとして含む前記パルス波形の前記階層の第４のレベルを含み、第４の時間間隔が、連続する第３の組のパルスを分離し、前記第４の時間間隔が、前記第３のレベルの時間間隔の前記持続期間の少なくとも１０倍である、前記パルス波形の前記階層の第４のレベルを含む、請求項３３に記載のシステム。
35. 前記カテーテルシャフトの遠位部分が、放射線不透過性部分をさらに含む、請求項１〜５に記載の装置。
36. 前記カテーテルシャフトが、それを通るシャフト内腔を画定する、請求項１〜５に記載の装置。
37. 前記第１の組の電極が、前記カテーテルシャフトの遠位部分上に形成されている、請求項１、３、及び４に記載の装置。
38. 前記膨張可能な部材の前記外部表面上に電極が形成されていない、請求項３に記載の装置。
39. 前記膨張可能な部材の表面上に形成されている伝導性要素をさらに含む、請求項１に記載の装置。
40. 前記伝導性要素が、前記膨張可能な部材の端部間に延在する１組の離間した伝導性ストライプを含む、請求項３９に記載の装置。
41. 前記伝導性要素が、前記第２の組の電極に電気的に接続されている、請求項３９に記載の装置。
42. 前記１組のストライプの各ストライプが、前記膨張可能な部材の近位端及び遠位端のうちの１つ以上において交差する、請求項３９に記載の装置。
43. 前記伝導性要素が、１組の開口部を画定するインターレース構造を含む、請求項３９に記載の装置。
44. 前記膨張可能な部材の外部表面上に配置されている第１の伝導性要素と、前記膨張可能な部材の内部表面上に配置されている第２の伝導性要素と、をさらに含み、前記第１の伝導性要素が、パルス波形の送達中に、前記第２の伝導性要素とは反対の極性を有する、請求項１及び２に記載の装置。
45. 前記第２の電極が、電気生理学データを受信するように構成されている、請求項１に記載の装置。
46. 前記第２の電極が、遠位電極である、請求項１に記載の装置。
47. 前記第２の電極が、前記膨張可能な部材の前記外部表面上に形成されている唯一の電極である、請求項１に記載の装置。
48. 前記膨張可能な部材の遠位端が、前記膨張可能な部材の近位端から離れて面する凹状表面を有する、請求項１に記載の装置。
49. 前記膨張可能な部材が、１組の湾曲面を有する、請求項２９に記載の装置。
50. 前記第２の組の電極のうちの少なくとも１つの電極が、前記膨張可能な部材の１つの面上に形成されている、請求項４９に記載の装置。
51. 前記第２の組の電極の１つ以上の電極が、凹状である、請求項５０に記載の装置。
52. 前記膨張可能な部材が、１組の湾曲した縁部を有する、請求項４９に記載の装置。
53. 前記第２の組の電極の各電極が、約３ｍｍ〜約１５ｍｍの直径を有する、請求項２９に記載の装置。
54. 前記第１の組の電極の最遠位電極が、前記膨張可能な部材の近位端から少なくとも約３ｍｍ離間している、請求項２９に記載の装置。
55. 前記第２の構成における前記膨張可能な部材が、その最大部分において約６ｍｍ〜約２２ｍｍの断面直径を有する、請求項２９に記載の装置。
56. 前記第２の構成における前記環状の膨張可能な部材が、約１０ｍｍ〜約１５ｍｍの直径を有する、請求項５に記載の装置。
57. 前記第２の電極が、約８ｍｍ〜約１０ｍｍの長さを有する、請求項５に記載の装置。
58. 前記環状の膨張可能な部材内腔が、約４ｍｍ〜約１５ｍｍの直径を有する、請求項５に記載の装置。
59. 前記第２の組の電極が、前記膨張可能な部材の遠位端に形成されている遠位電極を含む、請求項１又は２に記載の装置。
60. 前記第２の組の電極の各電極が、円形又は楕円形形状を有する、請求項５９に記載の装置。
61. 前記遠位電極を除く前記楕円形形状を有する前記第２の組の電極の各電極の長軸が、前記長手方向軸に対して実質的に平行である、請求項６０に記載の装置。
62. 不可逆的電気穿孔を介したフォーカルアブレーションの方法であって、
    アブレーションデバイスを心内膜壁に向かって前進させることであって、前記アブレーションデバイスが、
    長手方向軸を画定するカテーテルシャフトと、
    前記カテーテルシャフトの遠位端に結合されている、膨張可能な部材と、
    前記カテーテルシャフトの表面上に形成されている、第１の組の電極と、
    前記膨張可能な部材の前記外部表面上に形成されており、かつ前記第１の組の電極から電気的に絶縁されている、第２の組の電極と、を含む、前進させることと、
    パルス波形を生成することと、
    前記アブレーションデバイスを介して前記心内膜壁にパルス波形を送達することと、を含む、方法。
63. 前記第１の組の電極及び前記第２の組の電極のうちの一方をアノードとして構成することと、
    前記第１の組の電極及び前記第２の組の電極うちの他方をカソードとして構成することと、をさらに含む、請求項６２に記載の方法。
64. 前記アブレーションデバイスの前記膨張可能な部材を第１の構成から第２の構成に移行させることをさらに含む、請求項６２に記載の方法。
65. 前記膨張可能な部材を前記第１の構成から前記第２の構成に移行させることが、前記膨張可能な部材に生理食塩水を注入することを含む、請求項６４に記載の方法。
66. 前記アブレーションデバイスの前記第１の組の電極及び前記第２の組の電極を通して、パルス電界アブレーションエネルギーを送達することをさらに含む、請求項６２に記載の方法。
67. 前記アブレーションデバイスが、約２００Ｖ／ｃｍ〜約８００Ｖ／ｃｍの電界強度を組織中に生成するように構成されている、請求項６２に記載の方法。
68. 前記アブレーションデバイスが、ハンドルを含み、前記方法が、
    前記ハンドルを使用して、前記アブレーションデバイスの一部分を偏向させることをさらに含む、請求項６２に記載の方法。
69. 前記心内膜壁の第１の電気生理学データを記録することと、
    前記パルス波形を送達した後に、前記心内膜壁の第２の電気生理学データを記録することと、をさらに含む、請求項６２に記載の方法。
70. 前記第１の電気生理学データ及び前記第２の電気生理学データが、前記心内膜壁の心内ＥＣＧ信号データを含む、請求項６９に記載の方法。
71. 診断カテーテルを前記心内膜壁の中に前進させることと、前記診断カテーテルを使用して、前記第１の電気生理学データ及び前記第２の電気生理学データを記録することと、をさらに含む、請求項６９に記載の方法。
72. 前記第１の電気生理学データ及び前記第２の電気生理学データが、前記第２の構成における前記アブレーションデバイスを使用して記録されている、請求項６９に記載の方法。
73. 経中隔開口部を左心房の中に創出することと、
    ガイドワイヤ及びシースを、前記経中隔開口部を通して前記左心房の中に前進させることと、
    前記アブレーションデバイスを、前記ガイドワイヤの上で心室の中に前進させることと、をさらに含む、請求項６２に記載の方法。
74. 患者において第１のアクセス部位を創出することと、
    前記ガイドワイヤを、前記第１のアクセス部位を通して右心房の中に前進させることと、
    前記拡張器及びシースを、前記ガイドワイヤの上で前記右心房の中に前進させることと、
    前記拡張器を、前記右心房から前記左心房の中に心房中隔を通して前進させて、前記経中隔開口部を創出することと、
    前記拡張器を使用して、前記経中隔開口部を拡張することと、をさらに含む、請求項７２に記載の方法。
75. 心臓刺激器を心室の中に前進させることと、
    前記心臓刺激器を使用して、前記心臓の心臓刺激のためのペーシング信号を生成することと、
    前記心臓刺激器を使用して、前記心臓に前記ペーシング信号を適用することと、をさらに含み、前記パルス波形が、前記ペーシング信号と同期して生成される、請求項７４に記載の方法。
76. １つ以上のステップ中に、前記アブレーションデバイスの放射線不透過性部分を蛍光透視下で撮像することをさらに含む、請求項６２に記載の方法。
77. 前記第１のアクセス部位が、大腿静脈である、請求項７３に記載の方法。
78. 前記心房中隔が、卵円窩を含む、請求項７３に記載の方法。
79. 前記心内膜壁が、心室である、請求項６２記載の方法。
80. 前記パルス波形が、
    第１の組のパルスを含む前記パルス波形の第１のレベルの階層であって、各パルスが、パルス時間持続期間を有し、第１の時間間隔が、連続するパルスを分離する、前記パルス波形の第１のレベルの階層と、
    複数の第１の組のパルスを第２の組のパルスとして含む前記パルス波形の第２のレベルの前記階層であって、第２の時間間隔が、連続する第１の組パルスを分離し、前記第２の時間間隔が、前記第１の時間間隔の前記持続期間の少なくとも３倍である、前記パルス波形の第２のレベルの前記階層と、
    複数の第２の組のパルスを第３の組のパルスとして含む前記パルス波形の第３のレベルの前記階層であって、第３の時間間隔が、連続する第２の組のパルスを分離し、前記第３の時間間隔が、前記第２のレベルの時間間隔の前記持続期間の少なくとも３０倍である、前記パルス波形の第３のレベルの前記階層と、を含む、請求項６２記載の方法。
81. 前記パルス波形が、前記パルス波形の第４のレベルの前記階層を含み、複数の第３の組のパルスを第４の組のパルスとして含み、第４の時間間隔が、連続する第３の組のパルスを分離し、前記第４の時間間隔が、前記第３のレベルの時間間隔の前記持続期間の少なくとも１０倍である、請求項８０に記載の方法。