JP2023509387A - パルス電界による心臓組織の治療 - Google Patents

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カステルビ，クイム
グンデルト，ティモシー，ジェームズ
ニール，ロバート，イー．，セカンド
ワードストライヒャー，ジョナサン，アール．
ガンディオンコ，イシドロ
ジルアード，スティーブン，ディー．
メディラッタ，ヴィクラマーディティヤ
テイラー，ケビン，ジェームズ
ヴァチャニ，アルマアン，ジー．
クリムスキー，ウィリアム，エス．
ペンデカンティ，ラジェシュ
ロバート エイスター，カート
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ガルヴァナイズ セラピューティクス，インコーポレイテッド
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Abstract

心臓の状態、特に不整脈の発生を治療するためのデバイス、システム、および方法が提供されている。デバイス、システム、および方法は、心房細動の治療における肺静脈への入口などの組織改変を提供するために、心臓の一部に治療エネルギーを送達する。概して、組織改変システムには、特殊なカテーテル、高電圧波形発生器、および少なくとも１つの別個のエネルギー送達アルゴリズムが含まれる。他の実施形態は、高電圧波形発生器での使用を可能にするための従来のアブレーションカテーテルおよびシステム構成要素を含む。カテーテル設計の例には、焦点送達、「ワンショット」送達、および様々な可能な組み合わせを含む様々な送達タイプが含まれる。いくつかの実施形態では、エネルギーは単極方式で送達される。しかしながら、様々な他の実施形態もまた提供されることが理解され得る。【選択図】図３４

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１９年１２月１８日に提出された、「Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｔｉｓｓｕｅ ｗｉｔｈ Ｐｕｌｓｅｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｆｉｅｌｄｓ」と題された、米国特許出願第６２／９４９，６３３号、２０２０年３月２６日に提出された、「Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｔｉｓｓｕｅ ｗｉｔｈ Ｐｕｌｓｅｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｆｉｅｌｄｓ」と題された、米国特許出願第６３／０００，２７５号、および２０２０年９月２５日に提出された、「Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ Ｃｏｎｎｅｃｔｏｒ ｆｏｒ Ｕｓｅ ｉｎ Ｐｕｌｓｅｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ」と題された、米国特許出願第６３／０８３，６４４号の優先権と利点を主張する。
前述の出願の開示は、あらゆる目的のためにその全体が参照により本明細書に組み込まれる。
治療エネルギーは、アテローム性動脈硬化症（特に血管形成術後の再狭窄の予防）および心房細動などの不整脈を含む様々な状態の治療のために心臓および血管系に適用することができる。心房細動は最も一般的な持続性心不整脈であり、特に脳卒中を引き起こすことにより、罹患した患者の死亡リスクを大幅に高める。この現象では、誤った電気インパルスの生成により、心臓が正常な洞調律から外れる。心房細動は、肺静脈（ＰＶ）の心筋スリーブで開始されると考えられており、これはＰＶの心筋組織内の細胞に自動性が存在するせいである。これらの細胞からのペースメーカ活動は、心房細動を開始する異所性拍動の形成をもたらすと考えられている。これらの血管の混沌とした構造と電気生理学的特性が心房細動を永続させることができる環境を提供するため、ＰＶは心房細動の維持にも重要であると考えられている。したがって、ＰＶの心筋スリーブ内のこれらの異常なペースメーカ細胞の破壊または除去が目標であり、心房細動はしばしば肺静脈に治療エネルギーを送達することによって治療される。しかしながら、ＰＶ狭窄の報告のために、アプローチは、ＰＶと左心房との間の伝導ブロックを達成するために、ＰＶアントラを標的とするアプローチに従来変更されてきた。ＰＶアントラは、肺静脈に加えて、左心房の屋根と後壁、および右肺静脈アントラの場合は心房中隔の一部を含む。いくつかの例では、この技術は、肺静脈口の隔離と比較して、より高い成功率とより低い合併症率を提供する。
熱アブレーション療法、特に高周波（ＲＦ）アブレーションは、現在、限局性組織壊死による症候性心房細動を治療するための「ゴールドスタンダード」である。通常、ＲＦアブレーションは、４つの肺静脈の各々の口の外側の周りにアブレーション病変のリングを作り出すために使用される。ＲＦ電流は、局所的な熱領域を作り出すことによって組織の乾燥を引き起こし、その結果、個別の凝固壊死を引き起こす。壊死した組織は伝導ブロックとして作用し、それによって静脈を電気的に隔離する。
利用可能な方法を使用して洞調律を再確立することの改善にもかかわらず、成功率と安全性の両方が制限されている。ＲＦアブレーションは、ＲＦ焦点カテーテルを伴った肺静脈隔離を実行するための長い処置時間、従来のＲＦカテーテルを伴ったポイントバイポイントアブレーション技術によるアブレーションパターンの潜在的なギャップ、高温のため、経壁アブレーション病変、チャーおよび／またはカテーテル先端と組織の界面でのガス形成を作成および確認することの困難を含む複数の制限を提示し続け、これは、アブレーション中に血栓または塞栓を引き起こす可能性のある、側副心臓外構造への熱損傷、いくつか例を挙げると、肺静脈狭窄、横隔経損傷、食道損傷、房食道瘻、食道周囲迷走神経損傷、穿孔、血栓塞栓性イベント、血管合併症、および急性冠動脈閉塞症を引き起こす可能性がある。これらの制限は主に、臨床医が効果的な治療用量と心臓外組織への不適切なエネルギー送達とのバランスをとることに直面している継続的なバトルに起因している。
したがって、臨床診療で技術を維持しながら、不可逆エレクトロポレーション（ＩＲＥ）、高電圧エネルギーの特定の短いパルスによって引き起こされる細胞膜の回復不能な透過性に基づく非熱療法を含む、異常組織を除去するより安全でより用途の広い方法で使用されている。ＩＲＥは組織特異的であり、壊死ではなくアポトーシスを引き起こし、心筋に隣接する構造に対してより安全であることがわかっている。ただし、これまでのところ、これらのＩＲＥ方法論の成功は不均一であった。いくつかの例では、ＩＲＥエネルギー送達により、異常な電気的リズムのブロックが不完全になった。これは、肺静脈の周囲の治療の不規則性、エネルギーの経壁的送達の欠如、またはエネルギーの送達における他の欠陥などの様々な要因が原因である可能性がある。いずれの場合も、心房細動は十分に治療されていないか、心房細動が後で再発する。したがって、心房細動治療の改善が望まれる。このような治療は安全で効果的であり、合併症の軽減につながるはずである。これらの目的の少なくともいくつかは、本明細書に記載のシステム、デバイス、および方法によって達成され得る。
本明細書に記載されているのは、標的組織、特に心臓組織を治療するための装置、システム、および方法の実施形態である。同様に、本発明は、以下の番号が付けられた項に関する。
１．患者の心臓組織を治療するためのシステムであって、
送達電極を有する治療用カテーテルと、
治療カテーテルに電気的に結合可能な発生器であって、発生器が、送達電極を通して送達可能なパルス電界エネルギーの電気信号を提供するように構成されている少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムを含む、発生器と、を備え、
治療カテーテルと発生器が一緒に、パルス電界エネルギーを、心臓組織を通して遠隔戻り電極に単極で送達するように構成されている、システム。
２．送達電極が、円筒形状であり、かつ心臓組織に対して位置決めされるように構成されている遠位面を有する、請求項１に記載のシステム。
３．遠位面が、単一の連続表面を有する、請求項２に記載のシステム。
４．送達電極が、心臓組織に対し位置決めされるように構成された接触面を有する遠位面を備える、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
５．接触表面が、２～３ｍｍの直径を持つ円形状を有する、請求項４に記載のシステム。
６．接触表面が、３～８ｍｍ２の表面積を有する、請求項４に記載のシステム。
７．接触表面が、１５ジュールのパルス電界エネルギーを送達しながら、２アンペア／平方ミリメートルの電流密度を有するように構成されている、請求項４に記載のシステム。
８．パルス電界エネルギーの電気信号が、少なくとも２０００Ｖの電圧を有する、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
９．電気信号が、二相パルスのパケットを含む、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
１０．発生器が、心臓組織の深さの測定値を受信し、かつ深さの測定値に基づいて少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムのうちの１つを選択するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
１１．発生器が、心臓組織の深さの測定値を受信し、かつ心臓組織の深さの測定値を超える深さを有する非熱的病変を作り出すと考えられるエネルギーを提供する少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムのうちの１つを選択するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
１２．深さの測定値が、画像化機器から受信される、請求項１０または１１に記載のシステム。
１３．深さの測定値が、データ入力から受信される、請求項１０または１１に記載のシステム。
１４．送達電極および電気信号が、送達電極を通して心臓組織に送達されるパルス電界エネルギーが、心臓組織に、深さが少なくとも４ｍｍの非熱的病変を生成し、その結果、送達電極および電気信号を通して最大３０ジュールのパルス電界エネルギーを送達するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
１５．送達電極および電気信号が、送達電極を通して心臓組織に送達されるパルス電界エネルギーが、心臓組織に、深さが少なくとも７ｍｍの非熱的病変を生成し、その結果、送達電極および電気信号を通して最大４００ジュールのパルス電界エネルギーを送達するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
１６．心臓組織が、心臓外構造の近くにあり、送達電極および電気信号が、心臓組織を通って遠隔電極に送達されるパルス電界エネルギーが熱の心臓外構造への損傷の防止を支援するように構成される、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
１７．心臓組織が、大静脈三頭筋イスムスを含み、電気信号が、送達電極を通して大静脈三頭筋イスムスに送達されるパルス電界エネルギーが、少なくとも１０ｍｍの深さで非熱的病変を作り出すように構成される、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
１８．心臓組織が、心室を含み、電気信号が、送達電極を通して心室に送達されるパルス電界エネルギーが、送達電極および電気信号を通して、少なくとも７ｍｍの深さで非熱的病変を作り出すように構成される、先行請求項のいずれか一項に記載のカテーテル。
１９．心臓組織が、心臓の前壁を含み、電気信号が、送達電極を通して前壁に送達されるパルス電界エネルギーが、少なくとも深さ５ｍｍの非熱的病変を作り出すように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のカテーテル。
２０．患者の毎分心拍数を測定する心臓モニタをさらに備え、発生器が、毎分心拍数の少なくとも１回の測定値に基づいてエネルギー送達を変更するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
２１．毎分心拍数の少なくとも１つの測定値が所定の閾値以下である場合に、発生器がエネルギー送達を停止するように構成されている、請求項２０に記載のシステム。
２２．所定の閾値が、毎分３０拍である、請求項２１に記載のシステム。
２３．毎分心拍数の少なくとも１つの測定値が、所定の閾値以上である場合に、発生器が、エネルギー送達をより少ない頻度で提供するように構成される、請求項２０～２２のいずれか一項に記載のシステム。
２４．より少ない頻度が、１つおきの心拍の間を含む、請求項２３に記載のシステム。
２５．所定の閾値が、毎分１２０拍である、請求項２３または２４に記載のシステム。
２６．発生器が、温度センサからの少なくとも１つの測定値に基づいてエネルギー送達を変更するように構成される、温度センサをさらに備えている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
２７．エネルギー送達を変更することが、温度センサからの少なくとも１つの測定値が所定の閾値以上である場合に、より少ない頻度でエネルギー送達を提供することを含む、請求項２６に記載のシステム。
２８．より少ない頻度が、１つおきの心拍の間を含む、請求項２７に記載のシステム。
２９．所定の閾値が６５℃である、請求項２７または２８に記載のシステム。
３０．少なくとも１つの測定値が、温度の急速な上昇を示す一連の測定値を含む、請求項２６～２９のいずれか一項に記載のシステム。
３１．温度の急速な上昇が、心拍全体で摂氏３～５度の変化を含む、請求項３０に記載のシステム。
３２．治療カテーテルが、少なくとも１つの灌注ポートをさらに備え、システムが、灌注ポンプをさらに備え、灌注ポンプが、温度センサからの少なくとも１つの測定値に基づいて灌注ポンプを通した灌注液の送達を変更するように構成されている、請求項２６～３１のいずれか一項に記載のシステム。
３３．接触センサであって、発生器が、接触センサからの少なくとも１つの測定値に基づいて、少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムのうちの少なくとも１つを変更するように構成されている、接触センサ、をさらに備える、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
３４．接触力センサであって、発生器が、接触力センサからの少なくとも１つの測定値に基づいて、少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムのうちの少なくとも１つを変更するように構成されている、接触力センサをさらに備える、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
３５．患者の心臓組織の領域に病変を作り出すためのシステムであって、
送達電極を有する治療用カテーテルと、
治療カテーテルに電気的に結合可能な発生器であって、発生器が、送達電極を通して送達可能なパルス電界エネルギーの電気信号を提供して、心臓組織に病変を作り出すように構成されている少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムを含み、病変が、心臓組織の領域を通る電気信号を遮断するのに十分な深さである、発生器と、を備える、システム。
３６．電気信号が、一連の二相パルスを含む、請求項３５に記載のシステム。
３７．一連の二相パルスが複数のパケットで送達される、請求項３６に記載のシステム。
３８．複数のパケットの各パケットが、３０～４５の二相パルスを含む、請求項３７に記載のシステム。
３９．複数のパケットが、複数のバンドルで送達され、各バンドルが、各心拍の所定の部分の間に送達される、請求項３７または３８に記載のシステム。
４０．所定の部分が、Ｔ波を含む、請求項３９に記載のシステム。
４１．各バンドルが、１～３個のパケットを含む、請求項３９または４０に記載のシステム。
４２．病変を作り出すために、１０～３０個のパケットが送達される、請求項４１に記載のシステム。
４３．送達電極が、円筒形状であり、かつ心臓組織領域に対して位置決めされるように構成されている遠位面を有する、請求項３５～４２のいずれか一項に記載のシステム。
４４．遠位面が、単一の連続表面を有する、請求項４３に記載のシステム。
４５．送達電極が、心臓組織領域に対して位置決めされるように構成されている接触表面を有する遠位面を備える、請求項３５～４４のいずれか一項に記載のシステム。
４６．治療カテーテルと発生器が一緒に、パルス電界エネルギーを、心臓組織の領域を通して遠隔戻り電極に単極で送達するように構成されている、請求項３５～４５のいずれか一項に記載のシステム。
４７．心臓組織の領域が、肺静脈を含み、深さが肺静脈と心臓の残りの部分との間の伝導を遮断するのに十分である、請求項３５～４６のいずれか一項に記載のシステム。
４８．心臓組織の領域を治療するためのカテーテルであって、
長手方向軸を有するシャフトと、
長手方向軸の周りに延在する導電性リムを有する送達電極であって、連続的リムが、肺静脈の開口部と噛み合って、肺静脈の開口部の周りに連続的病変を作り出すように構成されている閉じた形状を有する、送達電極と、を備える、カテーテル。
４９．送達電極が、１つ以上のループを含み、ループの一部が、導電性リムを形成する、請求項４８に記載のカテーテル。
５０．１つ以上のループが、導電線で構成される、請求項４９に記載のカテーテル。
５１．連続的リムが、調整可能な直径を有する閉じた形状を形成する、請求項４８～５０のいずれか一項に記載のカテーテル。
５２．調節可能な直径は、連続的リムを心臓組織の領域に対して押し付けることによって調節可能であり、その結果、１つ以上のループが互いに関連して動く、請求項５１に記載のカテーテル。
５３．互いに対しての移動が、１つ以上のループの少なくとも２つの部分の重なりの変化を含む、請求項５２に記載のカテーテル。
５４．送達電極が、シャフトの長手方向軸から外向きに延在する漏斗形状を有し、導電性リムが漏斗形状の口の周りに延在する、請求項４８に記載のカテーテル。
５５．連続的リムが、調整可能な厚さを有する閉じた形状を形成する、請求項５４に記載のカテーテル。
５６．調整可能な厚さが、漏斗形状の口を心臓組織の領域に押し付けることによって調整可能である、請求項５５に記載のカテーテル。
５７．送達電極が、複数の導電線で構成され、漏斗形状の口を心臓組織の領域に押し付けることにより、複数の導電線の少なくとも一部が一緒に引き寄せられる、請求項５６に記載のカテーテル。
５８．送達電極が、少なくとも２つの個別にエネルギーを与えられる電極を含む、請求項４８～５７のいずれか一項に記載のカテーテル。
５９．送達電極が、心臓組織を通して遠隔戻り電極に単極でエネルギーを送達するように構成されている、請求項４８～５８のいずれかに記載のカテーテル。
６０．信号発生器に接続されるように構成されているカテーテルとともに使用するためのサブシステムであって、カテーテルが、遠位部分および近位部分を含むカテーテル本体を備え、カテーテル本体の遠位部分が、互いに電気的に絶縁されている複数の電極を含み、カテーテル本体の近位部分が、複数の端子を含み、かつ信号発生器に接続され、それによって、刺激エネルギーが、電極のうちの選択された１つ以上を介して送達されることを可能にするように構成され、カテーテルがまた、電極のうちの異なる１つを、端子のうちのそれぞれ異なる１つに各々電気的に結合する複数の導電線を備え、サブシステムが、
刺激エネルギーを送達するために選択されたカテーテルの電極のうちの１つ以上と、刺激エネルギーを送達するために選択されていないカテーテルの他の１つ以上の電極との間の電位差を、導電線の１つ以上のペア間のアーク放電を防ぐ閾値電位差未満に保つように構成されている構成要素ネットワークを備える、サブシステム。
６１．構成要素ネットワークが複数の抵抗器を含む、請求項６０に記載のサブシステム。
６２．複数の抵抗器のそれぞれが、刺激エネルギーを送達するために選択された電極に電気的に結合されている導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない電極に電気的に結合されている導電線との間に配設されている、請求項６１に記載のサブシステム。
６３．複数の電極が、刺激エネルギーを送達するために選択されている１つの電極と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極とを備え、複数の抵抗器が、
刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第１に電気的に結合された第１の導電線との間に配設されている第１の抵抗器と、
刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第２に電気的に結合されている第２の導電線との間に配設されている第２の抵抗器と、
刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第３に電気的に結合されている第３の導電線との間に配設されている第３の抵抗器と、を備える、請求項６２に記載のサブシステム。
６４．第１の抵抗器が、５００オームの抵抗値を有し、第２の抵抗器が、３００オームの抵抗値を有し、第３の抵抗器が、３００オームの抵抗値を有する、請求項６３に記載のサブシステム。
６５．第１の抵抗器、第２の抵抗器、および第３の抵抗器の全抵抗ネットワークの組み合わせが、最大で１０００～１２００オームである、請求項６３または６４に記載のサブシステム。
６６．構成要素ネットワークが、少なくとも１つの抵抗器、インダクタ、またはダイオードを含む、請求項６０に記載のサブシステム。
６７．少なくとも１つの抵抗器、インダクタまたはダイオードの少なくとも１つの値が選択可能である、請求項６６に記載のサブシステム。
６８．ユーザによって提供された情報に基づいて少なくとも１つの値を決定するアルゴリズムをさらに含む、請求項６７に記載のサブシステム。
６９．アルゴリズムが、カテーテルからの電流分布の三次元数学モデルを含む、請求項６８に記載のサブシステム。
７０．ユーザによって提供される情報が、電圧、周波数、またはエネルギーの振幅を含む、請求項６８または６９に記載のサブシステム。
７１．ユーザによって提供される情報が、電極の数、電極の寸法、電極間の距離、カテーテルのブランド、カテーテルのモデル、および／またはカテーテルが設計されるエネルギーのタイプを含む、請求項６８～７０のいずれか一項に記載のサブシステム。
７２．ユーザによって提供される情報が、標的組織タイプ、標的細胞タイプ、コンダクタンス、インピーダンス、温度、灌注状態、および／または解剖学的位置を含む、請求項６８～７１のいずれか一項に記載のサブシステム。
７３．閾値電位差が、１０００～１５００ボルト以下である、請求項６０～７２のいずれか一項に記載のサブシステム。
７４．構成要素ネットワークを流れる総電流が所定の閾値電流レベルを下回る、請求項６０～７３のいずれか一項に記載のサブシステム。
７５．所定の閾値電流レベルが、４０アンペアである、請求項７４に記載のサブシステム。
７６．サブシステムが、信号発生器とカテーテルとの間に接続されるように構成される、請求項６０～７５のいずれか一項に記載のサブシステム。
７７．サブシステムが、信号発生器の一部である、請求項６０～７５のいずれか一項に記載のサブシステム。
７８．サブシステムが、カテーテルの一部である、請求項６０～７５のいずれか一項に記載のサブシステム。
７９．カテーテルが、所定の電圧レベルまでの電圧を有する刺激エネルギーを受信するときに、導電線の１つ以上の対の間のアーク放電を回避するように構成され、信号発生器によって送達されるエネルギーが、サブシステムが導電線の１つ以上のペア間のアーク放電を防止する所定の電圧レベルを超えるエネルギーを含む、請求項６０～７８のいずれか一項に記載のサブシステム。
８０．所定の電圧レベルが１０００～１５００ボルトを含む、請求項７９に記載のサブシステム。
８１．カテーテルが、高周波アブレーションカテーテルを含む、請求項６０～８０のいずれか一項に記載のサブシステム。
８２．刺激エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項８１に記載のサブシステム。
８３．刺激エネルギーが、少なくとも２０００Ｖの電圧を有する、請求項８１または８２に記載のサブシステム。
８４．互いに電気的に絶縁されている複数の電極を有するカテーテルを適合させるためのシステムであって、複数の電極のうちの少なくとも１つが、刺激エネルギーの送達のために選択可能であり、カテーテルが、電極のうちの異なる１つに各々電気的に結合する複数の導電線を備え、システムが、
導電線の１つ以上のペア間のアーク放電の電流閾値を上げるように構成されている構成要素ネットワークを備える、システム。
８５．構成要素ネットワークが、複数の抵抗器を備える、請求項８４に記載のシステム。
８６．複数の抵抗器の各々が、刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合された導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない電極に電気的に結合されている導電線との間に配設されている、請求項８５に記載のシステム。
８７．複数の電極が、刺激エネルギーを送達するために選択された１つの電極と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極とを含み、複数の抵抗器が、
刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第１に電気的に結合されている第１の導電線との間に配設されている第１の抵抗器と、
刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第２に電気的に結合されている第２の導電線との間に配設されている第２の抵抗器と、
刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第３に電気的に結合されている第３の導電線との間に配置された第３の抵抗器と、を備える、請求項８６に記載のシステム。
８８．第１の抵抗器が、５００オームの抵抗値を有し、第２の抵抗器が、３００オームの抵抗値を有し、第３の抵抗器が、３００オームの抵抗値を有する、請求項８７に記載のシステム。
８９．第１の抵抗器、第２の抵抗器、および第３の抵抗器の全抵抗ネットワークの組み合わせが、最大で１０００～１２００オームである、請求項８７または８８に記載のシステム。
９０．構成要素ネットワークが、少なくとも１つの抵抗器、インダクタ、またはダイオードを含む、請求項８４に記載のシステム。
９１．少なくとも１つの抵抗器、インダクタ、またはダイオードの少なくとも１つの値が、選択可能である、請求項９０に記載のシステム。
９２．ユーザによって提供された情報に基づいて少なくとも１つの値を決定するアルゴリズムをさらに含む、請求項９１に記載のシステム。
９３．アルゴリズムが、カテーテルからの電流分布の三次元数学モデルを含む、請求項９２に記載のシステム。
９４．ユーザによって提供される情報が、電圧、周波数、またはエネルギーの振幅を含む、請求項９２または９３に記載のシステム。
９５．ユーザによって提供される情報が、電極の数、電極の寸法、電極間の距離、カテーテルのブランド、カテーテルのモデル、および／またはカテーテルが設計されるエネルギーのタイプを含む、請求項９２～９４のいずれか一項に記載のシステム。
９６．ユーザによって提供される情報が、標的組織タイプ、標的細胞タイプ、コンダクタンス、インピーダンス、温度、灌注状態、および／または解剖学的位置を含む、請求項９２～９５のいずれか一項に記載のシステム。
９７．アーク放電の電流閾値が４０アンペアである、請求項８４～９６のいずれか一項に記載のシステム。
９８．システムが、信号発生器とカテーテルとの間に接続されるように構成される、請求項８４～９７のいずれか一項に記載のシステム。
９９．システムが、信号発生器の一部である、請求項８４～９７のいずれか一項に記載のシステム。
１００．システムが、カテーテルの一部である、請求項８４～９７のいずれか一項に記載のシステム。
１０１．カテーテルが、高周波アブレーションカテーテルを含む、請求項８４～１００のいずれか一項に記載のシステム。
１０２．カテーテルが、マイクロ波アブレーションカテーテルを含む、請求項８４～１００のいずれか一項に記載のシステム。
１０３．刺激エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項８４～１０２のいずれか一項に記載のシステム。
１０４．刺激エネルギーが、少なくとも２０００Ｖの電圧を有する、請求項１０３に記載のシステム。
１０５．閾値レベルを上回る電圧または電流を有する刺激エネルギーを受信した場合に少なくとも部分的に故障するカテーテルを適合させるためのシステムであって、
カテーテルと結合可能な構成要素ネットワークであって、構成要素ネットワークが、閾値レベルをより高い閾値レベルに上げる、構成要素ネットワークを備える、システム。
１０６．カテーテルが、誘電体材料を含み、少なくとも部分的な故障が、誘電体材料の破壊を含む、請求項１０５に記載のシステム。
１０７．カテーテルが、絶縁材料によって絶縁されている導電線を備え、少なくとも部分的に故障するシステムが、絶縁材料の破壊を含む、請求項１０５に記載のシステム。
１０８．より高い閾値レベルが、閾値レベルより少なくとも２０％大きい、請求項１０５～１０７のいずれか一項に記載のシステム。
１０９．より高い閾値レベルが、閾値レベルより少なくとも４０％大きい、請求項１０８に記載のシステム。
１１０．カテーテルが、高周波またはマイクロ波エネルギーを含む刺激エネルギーを受信するように構成され、構成要素ネットワークが、高電圧エネルギーを含む刺激エネルギーを受信することができるようにカテーテルを適合させる、請求項１０５～１０９のいずれか一項に記載のシステム。
１１１．高電圧エネルギーが、パルス電界エネルギー、不可逆エレクトロポレーションエネルギー、パルス高周波アブレーション、またはナノ秒パルス電界エネルギーを含む、請求項１１０に記載のシステム。
１１２．カテーテルが、導電線の１つ以上のペアの間のアーク放電のせいで、閾値レベルを上回る電圧または電流を有する刺激エネルギーを受信した場合、少なくとも部分的に故障し、構成要素ネットワークが、閾値レベルを上回り、かつより高い閾値レベルを下回る電圧または電流を有する刺激エネルギーを受信した場合に、導電線の１つ以上のペアの間のアーク放電を防止する、請求項１０５～１１１のいずれか一項に記載のシステム。
１１３．構成要素ネットワークが、閾値レベルを上回り、かつより高い閾値レベルを下回る電圧または電流を有する刺激エネルギーを受信する場合、電位差閾値を超えない、導電線の１つ以上のペアの間の電位差を維持する、請求項１０５～１１２のいずれか一項に記載のシステム。
１１４．電位差閾値が、１０００～１５００ボルトである、請求項１１３に記載のシステム。
１１５．電位差閾値が、１０００ボルトである、請求項１１３に記載のシステム。
１１６．構成要素ネットワークが抵抗器、インダクタ、またはダイオードを含む、請求項１０５～１１５のいずれか一項に記載のシステム。
１１７．構成要素ネットワークが複数の抵抗器を含み、複数の抵抗器の各々が、刺激エネルギーを送達するために選択される電極に電気的に結合されている導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない電極に電気的に結合されている導電線との間に配設されている、請求項１１６に記載のシステム。
１１８．複数の電極が、刺激エネルギーを送達するために選択された１つの電極と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極とを含み、複数の抵抗器が、
刺激エネルギーを送達するために選択された電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第１に電気的に結合されている第１の導電線との間に配置されている第１の抵抗器と、
刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第２に電気的に結合されている第２の導電線との間に配置されている第２の抵抗器と、
刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている送達導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない３つの電極のうちの第３に電気的に結合されている第３の導電線との間に配置されている第３の抵抗器と、を備える、請求項１１７に記載のシステム。
１１９．第１の抵抗器が、５００オームの抵抗値を有し、第２の抵抗器が、３００オームの抵抗値を有し、第３の抵抗器が、３００オームの抵抗値を有する、請求項１１８に記載のシステム。
１２０．第１の抵抗器、第２の抵抗器、および第３の抵抗器の全抵抗ネットワークの組み合わせは、最大で１０００～１２００オームである、請求項１１８または１１９に記載のシステム。
１２１．少なくとも１つの抵抗器、インダクタ、またはダイオードの少なくとも１つの値が選択可能である、請求項１１６に記載のシステム。
１２２．ユーザによって提供された情報に基づいて少なくとも１つの値を決定するアルゴリズムをさらに備える、請求項１２１に記載のシステム。
１２３．アルゴリズムが、カテーテルからの電流分布の三次元数学モデルを含む、請求項１２２に記載のシステム。
１２４．ユーザによって提供される情報が、電圧、周波数、またはエネルギーの振幅を含む、請求項１２２または１２３に記載のシステム。
１２５．ユーザによって提供される情報が、電極の数、電極の寸法、電極間の距離、カテーテルのブランド、カテーテルのモデル、および／またはカテーテルのタイプが設計されたエネルギーのタイプを含む、請求項１２２～１２４のいずれか一項に記載のシステム。
１２６．ユーザによって提供される情報が、標的組織タイプ、標的細胞タイプ、コンダクタンス、インピーダンス、温度、灌注状態、および／または解剖学的位置を含む、請求項１２２～１２５のいずれか一項に記載のシステム。
１２７．閾値レベルを上回る電圧または電流を有する刺激エネルギーを発生する高電圧発生器をさらに備える、請求項１０５～１２６のいずれか一項に記載のシステム。
１２８．構成要素ネットワークが、発生器内に配設されている、請求項１２７に記載のシステム。
１２９．構成要素ネットワークが、１つ以上のポテンショメータ、レオスタット、または可変抵抗器を備える、請求項１０５～１２８のいずれか一項に記載のシステム。
１３０．構成要素ネットワークが、１つ以上のコンデンサ、インダクタ、またはダイオードを備える、請求項１０５～１２９のいずれか一項に記載のシステム。
１３１．カテーテルが、高周波アブレーションカテーテルまたはマイクロ波カテーテルを含む、請求項１０５～１３０のいずれか一項に記載のシステム。
１３２．刺激エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項１０５～１３１のいずれか一項に記載のシステム。
１３３．刺激エネルギーが、少なくとも２０００Ｖの電圧を有する、請求項１３２に記載のシステム。
１３４．システムであって、
送達電極を有するカテーテルであって、カテーテルが、熱アブレーションエネルギーを送達するように構成されている、カテーテルと、
治療カテーテルに電気的に結合可能な発生器であって、発生器が、送達電極を通して送達可能な非熱的高電圧エネルギーの電気信号を提供するように構成されている少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムを含む、発生器と、を備える、システム。
１３５．熱アブレーションエネルギーが、高周波アブレーションエネルギーを含む、請求項１３４に記載のシステム。
１３６．熱アブレーションエネルギーが、マイクロ波アブレーション周波数を含む、請求項１３４に記載のシステム。
１３７．高電圧エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項 １３４～１３６のいずれか一項に記載のシステム。
１３８．高電圧エネルギーが、不可逆エレクトロポレーションエネルギー、パルス高周波アブレーション、またはナノ秒パルス電界エネルギーを含む、請求項１３４～１３７のいずれか一項に記載のシステム。
１３９．高電圧エネルギーが、少なくとも２０００Ｖの電圧を有する、請求項１３４～１３８のいずれか一項に記載のシステム。
１４０．高電圧エネルギーが、二相パルスのパケットを有する電気信号を含む、請求項１３４～１３９のいずれか一項に記載のシステム。
１４１．治療カテーテルおよび発生器が一緒に、パルス電界エネルギーを、組織を通して遠隔戻り電極に単極で送達するように構成されている、請求項１３４～１４０のいずれか一項に記載のシステム。
１４２．発生器が、組織の深さの測定値を受信し、組織の深さの測定値を超えている深さを有する非熱的病変を作り出すと考えられるエネルギーを提供する少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムのうちの１つを選択するように構成される、請求項１３４～１４１のいずれか一項に記載のシステム。
１４３．組織が、心臓組織を含む、請求項１４２に記載のシステム。
１４４．カテーテルと結合可能な構成要素ネットワークをさらに備え、構成要素ネットワークが、カテーテル内の１つ以上のペアの導電線間のアーク放電のための電流閾値を上げるように構成されている、請求項１３４～１４３のいずれか一項に記載のシステム。
１４５．構成要素ネットワークが、複数の抵抗器を含む、請求項１４４に記載のシステム。
１４６．カテーテルが、刺激エネルギーを送達するために選択されない少なくとも１つの電極をさらに備え、複数の抵抗器の各々、送達電極に電気的に結合されている導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない少なくとも１つの電極の１つに電気的に結合されている導電線との間に配設されている、請求項１４５に記載のシステム。
１４７．治療カテーテルに電気的に結合可能な電気解剖学的マッピングシステムをさらに備える、請求項１３４～１４６のいずれか一項に記載のシステム。
１４８．カテーテルを発生器および電気解剖学的マッピングシステムの両方に電気的に結合するインターフェースコネクタをさらに備え、インターフェースコネクタが、送達電極が発生器および電気解剖学的マッピングシステムの両方と同時に電気的に通信することを防止する、請求項１４７に記載のシステム。
１４９．インターフェースコネクタが、送達電極と発生器との間の少なくとも１つの導電線の第１の経路と、送達電極と電気解剖学的マッピングシステムとの間の少なくとも１つの導電線の第２の経路とを含むスイッチングシステムを備え、スイッチングシステムが、エネルギー伝達を第１の経路と第２の経路との間で、トグルで切り替える、請求項１４８に記載のシステム。
１５０．スイッチングシステムが、１つ以上のスイッチを選択的に開閉することによってトグルで切り替わる、請求項１４９に記載のシステム。
１５１．治療カテーテルに電気的に結合可能なモジュールをさらに備える、請求項１３４～１５０のいずれか一項に記載のシステム。
１５２．カテーテルが、熱電対を含み、モジュールが、温度監視のための構成要素を備える、請求項１５１に記載のシステム。
１５３．カテーテルが、接触センサを含み、モジュールが接触を監視するための構成要素を備える、請求項１５１または１５２に記載のシステム。
１５４．カテーテルが、接触力センサを含み、モジュールが、接触力を監視するための構成要素を備える、請求項１５１～１５３のいずれか一項に記載のシステム。
１５５．発生器と電気的に結合可能な外部心臓モニタをさらに備える、請求項１３４～１５４のいずれか一項に記載のシステム。
１５６．発生器と電気的に結合可能な外部戻り電極をさらに備える、請求項１３４～１５５のいずれか一項に記載のシステム。
１５７．患者の心臓組織を治療するためのシステムであって、
少なくとも１つの接点を有する治療カテーテルと、
治療カテーテルに電気的に結合可能な発生器であって、発生器が、少なくとも１つの接点のうちの少なくとも１つを通して送達可能なパルス電界エネルギーの電気信号を提供するように構成されている少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムを含む、発生器と、
少なくとも１つの接点を発生器と電気解剖学的マッピングシステムの両方に電気的に結合するインターフェースコネクタであって、インターフェースコネクタが、少なくとも１つの接点が発生器と電気解剖学的マッピングシステムの両方と同時に電気的に通信するのを防ぐ、インターフェースコネクタと、を備える、システム。
１５８．インターフェースコネクタが、少なくとも１つの接点と発生器との間の少なくとも１つの導電線の第１の経路と、少なくとも１つの接点と電気解剖学的マッピングシステムとの間の少なくとも１つの導電線の第２の経路とを含むスイッチングシステムを備え、スイッチングシステムが、エネルギー伝達を第１の経路と第２の経路との間で、トグルで切り替える、請求項１５７に記載のシステム。
１５９．スイッチングシステムが、１つ以上のスイッチを選択的に開閉することによってトグルで切り替わる、請求項１５８に記載のシステム。
１６０．１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つが、高電圧リレーを備える、請求項１５９に記載のシステム。
１６１．１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つが、閉じている間に、１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つを開くことができる、請求項１５９に記載のシステム。
１６２．１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つが、開いている間に、１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つを閉じることができる、請求項１５９に記載のシステム。
１６３．少なくとも１つの接点のうちの少なくとも１つが、入力信号を感知する、請求項１５７～１６２のいずれか一項に記載のシステム。
１６４．入力信号が、心臓マッピング信号または心臓エレクトログラムを含む、請求項１６３に記載のシステム。
１６５．少なくとも１つの接点が、複数の接点を含み、インターフェースコネクタが複数の接点のそれぞれに対応する別個の電気端子を含む、請求項１５７～１６３のいずれか一項に記載のシステム。
１６６．少なくとも１つの接点が、互いに電気的に絶縁されている複数の電極を備え、複数の電極のうちの少なくとも１つが、刺激エネルギーの送達のために選択可能である、請求項１５７～１６５のいずれか一項に記載のシステム。
１６７．カテーテルが、複数の電極のうちの異なる１つに各々電気的に結合する複数の導電線を備え、インターフェースコネクタが、１つ以上の導電線のペアの間のアーク放電の電流閾値を上げるように構成されている構成要素ネットワークをさらに備える、請求項１６６に記載のシステム。
１６８．構成要素ネットワークが、導電線の１つ以上のペアの間の電位差を維持するように構成される、請求項１６６に記載のシステム。
１６９．少なくとも１つの接点が、電気解剖学的マッピングシステムと電気的に結合可能な熱電対を含む、請求項１５７～１６８のいずれか一項に記載のシステム。
１７０．少なくとも１つの接点が、温度監視用の構成要素を含むモジュールと電気的に結合可能な熱電対を含む、請求項１５７～１６８のいずれか一項に記載のシステム。
１７１．熱電対が、カテーテルと発生器との間、またはカテーテルと電気解剖学的マッピングシステムとの間の通信とは独立して、モジュールと電気的に通信している、請求項１７０に記載のシステム。
１７２．少なくとも１つの接点が、電気解剖学的マッピングシステムと電気的に結合可能な接触センサまたは接触力センサを含む、請求項１５７～１７１のいずれか一項に記載のシステム。
１７３．少なくとも１つの接点が、接触感知または接触力感知のための構成要素を備えるモジュールと電気的に結合可能な接触センサまたは接触力センサを備える、請求項１５７～１７１のいずれか一項に記載のシステム。
１７４．接触センサまたは接触力センサが、カテーテルと発生器の間、またはカテーテルと電気解剖学的マッピングシステムとの間の通信とは独立して、モジュールと電気的に通信している、請求項１７３に記載のシステム。
１７５．治療カテーテルが、パルス電界エネルギーを単極方式で送達するように構成される、請求項１５７～１７４のいずれか一項に記載のシステム。
１７６．インターフェースコネクタが、治療カテーテルから離れて位置決めされるように構成されている戻り電極と発生器を電気的に結合する、請求項１７５に記載のシステム。
１７７．治療カテーテルから離れて位置決めされるように構成されている戻り電極をさらに備える、請求項１７５に記載のシステム。
１７８．インターフェースコネクタであって、
少なくとも１つの接点を有するカテーテルを電気的に接続するための第１のポートであって、第１のポートが、少なくとも１つの接点の各々に対応する別個の電気端子を備える、第１のポートと、
発生器を少なくとも１つの接点のうちの１つ以上に電気的に接続して、発生器と接点を通して高電圧エネルギーを送達するための第２のポートと、
外部デバイスを少なくとも１つの接点のうちの１つ以上に電気的に接続して、外部デバイスと接点との間に低電圧エネルギーを伝達するための第３のポートと、
第１のポートを第２のポートに接続する少なくとも１つの導電線の第１の経路と、第１のポートを第３のポートに接続する少なくとも１つの導電線の第２の経路とを備えるスイッチングシステムであって、スイッチングシステムが、第１の経路と第２の経路との間でエネルギー伝達をトグルで切り替える、スイッチングシステムと、を備える、インターフェースコネクタ。
１７９．高電圧エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項１７８に記載のインターフェースコネクタ。
１８０．高電圧エネルギーが、少なくとも１０００ボルトの電圧を有する、請求項１７８または１７９に記載のインターフェースコネクタ。
１８１．高電圧エネルギーが、少なくとも２０００ボルトの電圧を有する、請求項１７８～１８０のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１８２．低電圧エネルギーが、５００ボルト未満の電圧を有する、請求項１７８～１８１のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１８３．低電圧が、１００～２００ボルトの範囲の電圧を含む、請求項１７８～１８２のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１８４．外部デバイスが、電気解剖学的マッピングシステムを備え、低電圧エネルギーがインピーダンスを測定するための電気信号を含む、請求項１７８～１８３のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１８５．外部デバイスが、電気解剖学的マッピングシステムを備え、低電圧エネルギーが心臓内電気活動を測定するための電気信号を含む、請求項１７８～１８３のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１８６．スイッチングシステムが、１つ以上のスイッチを選択的に開閉することによってトグルで切り替わる、請求項１７８～１８５のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１８７．１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つが、閉じている間に、１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つを開くことができる、請求項１７８～１８６のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１８８．１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つが、開いている間に、１つ以上のスイッチのうちの少なくとも１つを閉じることができる、請求項１７８～１８７のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１８９．第２のポートが、発生器を少なくとも１つの接点のうちの２つ以上に電気的に接続して、発生器および接点を通して高電圧エネルギーを送達し、インターフェースコネクタが、第１の経路に沿って配設されている受動構成要素ネットワークをさらに備え、受動構成要素ネットワークが、少なくとも１つの接点のうちの２つ以上に送達されるエネルギーを変調して、カテーテルの障害を防ぐ、請求項１７８～１８９のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１９０．第２のポートが、発生器を少なくとも１つの接点のうちの２つ以上に電気的に接続して、発生器および接点を通して高電圧エネルギーを送達し、インターフェースコネクタが、第１の経路に沿って配設されている受動構成要素ネットワークを備え、受動構成要素ネットワークが、少なくとも１つの接点のうちの２つ以上に接続されているカテーテルを備えている導電線の１つ以上のペアの間のアーク放電用の電流閾値を上げる、請求項１７８～１８９のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１９１．別の外部デバイスを少なくとも１つの接点のうちの１つ以上に電気的に接続するための第４のポートをさらに備え、第１のポートを第４のポートに接続する少なくとも１つの導電線の第３の経路をさらに備える、請求項１７８～１９０のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１９２．別の外部デバイスが、モジュールを含む、請求項１９１に記載のインターフェースコネクタ。
１９３．戻り電極に電気的に接続するための第５のポートと、第５のポートを発生器に接続するように構成されている第６のポートと接続する少なくとも１つの導電線の第４の経路とをさらに備える、請求項１７８～１９２のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
１９４．患者を治療する方法であって、
カテーテルの遠位端を患者の心臓に前進させることであって、カテーテルが、カテーテルの遠位端に沿って配設されているエネルギー送達体を有する、前進させることと、
カテーテルの遠位端から離れた位置に戻り電極を位置決めすることであって、心臓組織の領域に沿った第１の位置にエネルギー送達体を位置決めすることと、
パルス電界エネルギーを、エネルギー送達本体を通して単極に送達することであって、パルス電界エネルギーが、第１の位置の心臓組織を通って戻り電極に向けられ、第１の病変を作り出す、送達することと、
心臓組織の領域に沿った１つ以上の追加の位置にエネルギー送達体を繰り返し再位置決めすることと、
１つ以上の追加の病変を作り出すために、１つ以上の追加の位置の各々にパルス電界エネルギーを送達すること、を含む方法。
１９５．第１の病変および１つ以上の追加の病変が互いに隣接している、請求項１９４に記載の方法。
１９６．第１の病変および１つ以上の追加の病変が互いに部分的に重なっている、請求項１９４に記載の方法。
１９７．第１の病変および１つ以上の追加の病変が、心臓の肺静脈の周りに閉じた形状の連続した病変を作り出す、請求項１９４～１９６のいずれか一項に記載の方法。
１９８．パルス電界エネルギーを送達し、エネルギー送達体を繰り返し再配置することにより、肺静脈と心臓の残りの部分との間の伝導を遮断するのに十分な深さを有する連続的病変を作り出す、請求項１９７に記載の方法。
１９９．第１の病変および１つ以上の追加の病変が、線形形状を有する連続的病変を作り出す、請求項１９４～１９６のいずれか一項に記載の方法。
２００．心臓組織の領域が肺静脈の内面を含む、請求項１９４～１９６のいずれか一項に記載の方法。
２０１．１つ以上の追加の位置が、１０～５０の追加の位置を含む、請求項１９４～２００のいずれか一項に記載の方法。
２０２．心臓組織の領域が、上大静脈、下大静脈、心房、心房付属器、心室、心室流出路、心室中隔、心室サミット、心筋瘢痕の領域、心筋梗塞境界ゾーン、心筋梗塞チャネル、心室心内膜、心室心外膜、乳頭筋またはプルキニエシステムの一部を含む、請求項１９４～２０１のいずれか一項に記載の方法。
２０３．エネルギー送達本体が、遠位に面するカテーテルの遠位端の先端に配設されている面を有する円筒形状電極を含み、エネルギー送達本体を位置決めすることは、面を心臓組織に対して位置決めすることを含む、請求項１９４～２０２のいずれか一項に記載の方法。
２０４．面が連続した平坦な表面を有する、請求項２０３に記載の方法。
２０５．面が湾曲したエッジを有する、請求項２０３または２０４に記載の方法。
２０６．エネルギー送達本体が、連続的リムを形成するように配置されている１つ以上のループを含み、エネルギー送達本体を位置決めすることが、心臓組織に対して連続的リムを位置決めすることを含む、請求項１９４～２０２のいずれか一項に記載の方法。
２０７．第１の病変および１つ以上の追加の病変がそれぞれフープ形状を有する、請求項２０６に記載の方法。
２０８．フープ形状が１０～１４ｍｍの直径を有する、請求項２０７に記載の方法。
２０９．エネルギー送達本体を第１の位置および１つ以上の追加の位置に位置決めすることが、ガイドワイヤを使用せずに達成される、請求項１９４～２０４のいずれか一項に記載の方法。
２１０．心臓組織の領域を灌注することをさらに含む、請求項１９４～２０９のいずれか一項に記載の方法。
２１１，エネルギー送達本体と心臓組織の領域との間の接触を感知することをさらに含む、請求項１９４～２１０のいずれか一項に記載の方法。
２１２．心臓組織の領域に対するエネルギー送達体の接触力を感知することをさらに含む、請求項１９４～２１１のいずれか一項に記載の方法。
２１３．エネルギー送達本体が、心臓組織に接触するように構成されている面を有する単一の電極を含み、それを通してパルス電界エネルギーを心臓組織に送達し、面が、約６～８ｍｍ２の表面積を有し、パルス電界エネルギーを、面を通して送達すると、パルス電界エネルギーを送達しながら、２～４Ａ／ｍｍ２の電流密度を発生する、請求項１９４に記載の方法。
２１４．エネルギー送達本体が、導電性リムを形成するように配置されている１つ以上のループを含み、導電性リムが約８～１０ｍｍ２の表面積を有し、導電性リムを介してパルス電界エネルギーを送達すると、パルス電界エネルギーを送達しながら、１．５～２Ａ／ｍｍ２の電流密度を発生する、請求項１９４に記載の方法。
２１５．１つ以上のループの少なくとも１つが個別に通電可能であり、１つ以上のループの少なくとも１つによって通電される導電性リムの一部が約１．５～２．５ｍｍ２の表面積を有し、導電性リムの部分を介してパルス電界エネルギーを送達すると、パルス電界エネルギーを送達しながら、６～１０Ａ／ｍｍ２の電流密度を発生する請求項２１４に記載の方法。
２１６．患者の心房細動を治療する方法であって、
カテーテルの遠位端を患者の心臓に前進させることであって、カテーテルが、長手方向軸を有するシャフトと、長手方向軸の周りに延びる導電性リムを有するエネルギー送達本体とを備える、前進させることと、
カテーテルの遠位端から離れた位置に戻り電極を位置決めすることと、
心房細動に関連する電気信号が伝達される心臓組織の領域に対して導電性リムの少なくとも一部を位置決めすることと、
パルス電界エネルギーを、エネルギー送達本体を通して単極に送達し、パルス電界エネルギーが心臓組織を通って戻り電極に向けられ、電気信号の伝導を遮断する病変を作り出すことと、を含む方法。
２１７．導電性リムが、調整可能な厚さを有し、導電性リムの厚さを調整することをさらに含む、請求項２１６に記載の方法。
２１８．導電性リムの厚さを調整することが、エネルギー送達本体を心臓組織の領域に押し付けることを含む、請求項２１７に記載の方法。
２１９．エネルギー送達本体が、シャフトの長手方向軸から外向きに延びる漏斗形状を有し、導電性リムが、漏斗形状の口の周りに延在し、導電性リムの厚さを調整することが、心臓組織の領域に対する漏斗形状の口を通過することを含む、請求項２１８に記載の方法。
２２０．エネルギー送達本体が、漏斗形状を形成する複数のワイヤを含み、漏斗形状の口を心臓組織の領域に押し付けることにより、複数のワイヤの少なくとも一部が一緒に引き寄せられる、請求項２１９に記載の方法。
２２１．エネルギー送達本体が、導電性リムを形成するように配置されている１つ以上のループを含み、導電性リムの厚さを調整することが、１つ以上のループの少なくとも２つの部分の重なりを調整することを含む、請求項２１７に記載の方法。
２２２．導電性リムが、調節可能な直径を有し、導電性リムの直径を調節することをさらに含む、請求項２１６～２２１のいずれか一項に記載の方法。
２２３．導電性リムの直径を調整することが、エネルギー送達本体を心臓組織の領域に押し付けることを含む、請求項２２２に記載の方法。
２２４．エネルギー送達本体が、パルス電界エネルギーを送達するために少なくとも２つの個別にエネルギーを与えられる電極のうちの少なくとも１つを選択することをさらに含む、少なくとも２つの個別にエネルギーを与えられる電極を含む、請求項２１６～２２３のいずれか一項に記載の方法。
２２５．パルス電界エネルギーをパターンで送達するために、個別にエネルギーを与えられる電極のうちの少なくとも２つを選択することをさらに含む、請求項２２４に記載の方法。
２２６．エネルギー送達本体が、導電性リムを形成する１つ以上のループを備え、１つ以上のループの少なくとも１つが個別に通電可能であり、１つ以上のループの少なくとも１つによって通電される導電性リムの一部が、約３～５ｍｍ２の表面積を有し、導電性リムの一部分を通してパルス電界エネルギーを送達することが、パルス電界エネルギーを送達している間、３～６Ａ／ｍｍ２の電流密度を発生する、請求項２１６～２２５のいずれか一項に記載の方法。
２２７．患者の標的組織領域を治療する方法であって、
カテーテルの少なくとも１つの電極を標的組織領域内、その上、またはその近くに位置決めすることであって、カテーテルが、内部隔離破壊のためのベースラインエネルギー閾値を有する、位置決めすることと、
カテーテルをエネルギー変調器と結合することであって、エネルギー変調器が、カテーテルの内部隔離破壊のためのエネルギー閾値をベースラインエネルギー閾値より上に上げるように構成されている、結合することと、
内部隔離破壊なしに標的組織領域を治療するために、エネルギー変調器および少なくとも１つの送達電極を通して、内部隔離破壊のベースライン閾値を上回るエネルギーレベルでエネルギーを送達すること、を含む、方法。
２２８．内部絶縁破壊がアーク放電を含む、請求項２２７に記載の方法。
２２９．カテーテルが、高周波エネルギーを送達するように構成され、エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項２２７または２２８に記載の方法。
２３０．カテーテルが、マイクロ波エネルギーを送達するように構成され、エネルギーがパルス電界エネルギーを含む、請求項２２７または２２８に記載の方法。
２３１．カテーテルが、最大１０００ボルトの電圧を有する電気信号によって生成されるエネルギーを送達するように構成され、エネルギー変調器を介して送達されるエネルギーが、少なくとも２０００ボルトの電圧を有する電気信号によって発生される、請求項２２７～２３０のいずれか一項に記載の方法。
２３２．エネルギー変調器が、少なくとも１つの受動構成要素を含む、請求項２２７～２３１のいずれか一項に記載の方法。
２３３．少なくとも１つの受動構成要素が、少なくとも１つの抵抗器、インダクタ、コンデンサ、またはダイオードを含む、請求項２３２に記載の方法。
２３４．少なくとも１つの受動構成要素が複数の抵抗器を含む、請求項２３２に記載の方法。
２３５．少なくとも１つの受動構成要素が少なくとも１つの抵抗器を含み、この方法は、少なくとも１つの抵抗器の抵抗値を選択することをさらに含む、請求項２３２に記載の方法。
２３６．カテーテルが、それぞれが個々の導電線に接続されている少なくとも２つの電極を含み、さらに、個々の導電線間の電圧差を、個々の導電線間にアーク放電を引き起こす所定の閾値電圧差未満に維持する抵抗値を選択することを含む、請求項２３５に記載の方法。
２３７．所定の閾値電圧差が、１５００Ｖである、請求項２３６に記載の方法。
２３８．抵抗値が、個々の導電線を通る総電流を所定の閾値電流レベル未満にする、請求項２３６に記載の方法。
２３９．所定の閾値電流レベルが、４０アンペアである、請求項２３８に記載の方法。
２４０．カテーテルの内部隔離破壊のエネルギー閾値をベースラインエネルギー閾値よりも高くするようにエネルギー変調器をプログラムするために使用されるエネルギー変調器に情報を提供することをさらに含む、請求項２３２～２３９のいずれか一項に記載の方法。
２４１．情報を提供することが、エネルギーのパラメータを提供することを含む、請求項２４０に記載の方法。
２４２．エネルギーのパラメータが、電圧、周波数、波形形状、持続時間、立ち上がりパルス時間、立ち下がりパルス時間、および／またはエネルギーの振幅を含む、請求項２４１に記載の方法。
２４３．情報を提供することが、カテーテルの特徴を提供することを含む、請求項２４０に記載の方法。
２４４．カテーテルの特徴が、電極の数、電極の寸法、電極間の距離、カテーテルのブランド、カテーテルのモデル、カテーテルが設計されるエネルギーのタイプ、またはこれらの任意の組み合わせを含む、請求項２４３に記載の方法。
２４５．情報を提供することが、標的組織領域の環境の態様を提供することを含む、請求項２４０に記載の方法。
２４６．環境の態様が、細胞タイプ、導電率、インピーダンス、温度、および／または血流を含む、請求項２３２に記載の方法。
２４７．標的組織領域を治療することが、心房細動を治療するために少なくとも１つの病変を作り出すことを含む、請求項２３２～２４６のいずれか一項に記載の方法。
２４８．少なくとも１つの病変が、肺静脈と心房との間に伝導ブロックを作り出すように、患者の心房の肺静脈の入口の周りに十分に位置決めされる複数の病変を含む、請求項２４７に記載の方法。
２４９．少なくとも１つの病変が、肺静脈と心房との間に伝導ブロックを作り出すように、患者の心臓の心房内の肺静脈の入口の周りに十分に延びる単一の病変を含む、請求項２４７に記載の方法。
２５０．患者の導電性環境において標的組織領域を治療する方法であって、
カテーテルのシャフトの遠位端を患者に挿入することであって、カテーテルが、シャフトに沿って遠位端に沿って配設されている送達電極に延在する第１の導電線と、シャフトに沿って遠位端に沿って配設されている追加の電極に延在する第２の導電線とを含みカテーテルが、第１および第２の導電線が、第１および第２の導電線間でのアーク放電のための閾値を有するように構成されている、挿入することと、
送達電極および追加の電極が、第１および第２の導電線を通してエネルギーを伝導するように伝導環境に曝されるように、標的組織領域内、その上、またはその近くにカテーテルの送達電極を位置決めすることと、
第１および第２の導電線を共通のエネルギー源に電気的に結合することと、
第１の導電線と第２の導電線との間のアーク放電を回避しながら、アーク放電の閾値を超えるエネルギーレベルで、パルス電界エネルギーを共通エネルギー源から少なくとも第１の伝導線まで、標的組織領域に送達することと、を含む、方法。
２５１．電界を形成して標的組織領域に病変を作り出す方法であって、
複数の電極の少なくともいくつかが標的組織領域に病変を作り出すことができるような位置にカテーテルの複数の電極を位置決めすることであって、複数の電極の少なくともいくつかによって送達されるエネルギーが電界を作り出す、位置決めすることと、
カテーテルをエネルギー変調器と結合することであって、エネルギー変調器が、複数の電極の少なくともいくつかによって提供されるエネルギーを決定するようにプログラム可能である、結合することと、
電界の所望の形状を生成するようにエネルギー変調器をプログラミングすることと、
エネルギー変調器および少なくとも１つの送達電極を介してエネルギーを送達して、所望の形状の電界を生成して、標的組織領域に病変を作り出すこと、を含む方法。
これらおよび他の実施形態は、添付の図面に関連する以下の説明においてさらに詳細に説明される。
参照による組み込み
本明細書で言及されたすべての出版物、特許および特許出願は、あたかも各個々の出版物、特許または特許出願が参照により組み込まれることが具体的かつ個別に示されたかのように、同じ範囲まで参照により本明細書に組み込まれる。
必ずしも一定の縮尺で描かれているわけではない図面では、同様の数字が、異なるビューで同様の構成要素を説明する場合がある。異なる文字の接尾辞を持つ同様の数字は、同様の構成要素の異なるインスタンスを表す場合がある。図面は、限定ではなく例として、本文書で論じられている様々な実施形態を一般的に示している。
組織改変システムの実施形態を例示する。 焦点療法を送達するように構成されている治療カテーテルの実施形態を例示する。 心臓の一部を示しており、治療カテーテルが位置決めされる心房と左心房の切り欠きを例示している。 円形の治療ゾーンを作り出すために治療カテーテルを使用して、左下肺静脈の周りにポイントごとにエネルギーを繰り返し適用することを例示している。 エネルギー送達アルゴリズムによって規定された信号の波形の実施形態を例示している。 エネルギー送達アルゴリズムによって規定された波形の例を例示しており、波形には電圧の不均衡がある。 等しくない電圧を有する波形のさらなる例を例示している。 パルス幅が等しくない波形の例を例示している。 波形が単相である他のエネルギー送達アルゴリズムによって規定される波形の例を例示しており、波形の正または負の部分のみがある不均衡の特別な場合である。 単相パルスを有する波形のさらなる例を例示している。 位相が不均衡な波形の例を例示している。 パルスが方形ではなく正弦波形状である他のエネルギー送達アルゴリズムによって規定される例示的な波形を例示している。 従来のアブレーションカテーテルの実施形態を例示する。 複数の電極を有する従来のアブレーションカテーテルを介した高電圧エネルギー送達を例示する。 電極に対応する絶縁されている導電線を例示している図１４Ａのシャフトの断面を例示している。 電圧差が特定の閾値レベルを下回ったままになるように、所定の方法で導電線を介してエネルギーを誘導するように位置決めされる抵抗器を概略的に例示している。 本明細書に記載されているような抵抗器ネットワークを使用する場合のアーク放電の閾値の増加を例示する。 カテーテルによって送達される電界を形成するための、本明細書に記載の抵抗器ネットワークおよびシステムの使用を例示する。 心臓組織に囲まれた肺静脈の内腔の断面の概略図を、内腔を介して心臓組織に接触するように示されている電極とともに提供する。 図１８に例示されている方法に従ってエネルギーが送達されているときのエネルギーと治療領域の深さとの関連を示すグラフである。 異なる条件下でカテーテルの送達電極から放出されるＰＦＥエネルギーの電流分布を数学的モデリングによって例示している。 均質組織対不均質組織の電流密度対浸透深さのグラフを例示している。 病変のサイズ、特に病変の幅と深さに対する接触力の影響を例示している。 カテーテル電極の熱プロファイルを例示している。 熱感知および灌注を有する治療カテーテルを例示している。 組織改変システムの実施形態でインターフェースコネクタが利用されるセットアップ例を例示している。 インターフェースコネクタの実施形態を例示している。 発生器フットスイッチ信号の「ＡＮＤ」ロジックと心臓モニタのＲ波トリガ信号の結果を例示している。 カテーテルとＥＰ信号増幅器との間の信号がＰＥＦ出力とは異なる周波数を有する場合に好適なコネクタの実施形態を例示している。 インターフェースコネクタの実施形態を例示している。 構成要素ネットワークを有するインターフェースコネクタの実施形態を例示している。 構成要素ネットワークを有するインターフェースコネクタの別の実施形態を例示している。 患者に使用するための組織改変システムの実施形態を例示している。 治療カテーテルが特定の従来のカテーテルを含む、患者とともに使用するための組織改変システムの実施形態である。 「ワンショット」療法を送達するように構成されている治療カテーテルの実施形態を例示している。 送達電極がカップまたは漏斗の形状を有する、「ワンショット」療法を送達するように構成されている送達電極の実施形態を例示している。 表面への３７Ａおよび３７Ｂの送達電極の適用を例示している。 図３８Ａおよび３８Ｂのような送達電極の実施形態を例示しており、複数のワイヤの一部が絶縁体で覆われている。 心臓組織によって囲まれた肺静脈の内腔の断面の概略図を提供し、治療カテーテルは、内腔を介して様々な位置で心臓組織に接触する送達電極を有することが示されている。 図４０Ａに示されている方法に従ってエネルギーが送達されているときのエネルギーと治療領域の深さとの関連を示すグラフである。 二重層リムを形成する最初の単一ループを含む送達電極の実施形態を例示している。 図４１に図示されている送達電極の側面図を提供している。 図４１および４２の送達電極の展開を例示している。 円形リムが２つの部分の２層のワイヤで構成されるように、リムの周りに少なくとも部分的に延びる２つのループを有する送達電極の実施形態を例示している。 視覚化のために分離された図４４Ａの２つのループを例示している。 図４４に図示されている送達電極の側面図を提供している。 円形リムが３つの部分の２層のワイヤで構成されるように、リムの周りに少なくとも部分的に延びる３つのループを有する送達電極の実施形態を例示している。 視覚化のために分離された１６Ａの３つのループを例示している。 図４６Ａに図示されている送達電極の側面図を提供している。
心臓の状態、特に不整脈、より具体的には、いくつか例を挙げると、心房細動、心房粗動、心室性頻脈、ウォルフ・パーキンソン・ホワイト症候群、および／または房室結節性再突入性頻脈の発生を治療するためのデバイス、システム、および方法が提供される。デバイス、システム、および方法は、心房細動の治療における肺静脈への入口などの組織修飾を提供するために、心臓の一部に治療エネルギーを送達する。対象となる特定の解剖学的位置には、いくつか例を挙げると、上大静脈、下大静脈、右肺静脈、左肺静脈、右心房、右心房付属器、左心房、左心房付属器、右心室、左心室、右心室流出路、左心室流出路、心室中隔、左心室頂上、心筋瘢痕の領域、心筋梗塞境界ゾーン、心筋梗塞チャネル、心室心内膜、心室心外膜、乳頭筋およびプルキニエ系が含まれる。治療は、隔離されている場所で、または接続されている一連の治療で送達される。治療の種類には、左心房ルーフライン、左心房後部／下線、後壁隔離、外側僧帽弁虚血ライン、中隔僧帽弁喘息ライン、左心房付属器、右側大静脈隔離（ＣＴＩ）、肺静脈隔離、上大静脈隔離、マーシャル静脈、複雑分画心電図（ＣＦＡＥ）を使用した病変作成、焦点インパルスおよびロータ変調（ＦＩＲＭ）を使用した病変作成、および標的神経節アブレーションの生成を含む。このような組織修飾は、異常な電気信号の伝達を防ぐために組織内に伝導ブロックを作り出す。デバイス、システム、および方法は、通常、電気生理学研究室または透視室と高度なＥＣＧ記録および監視機能を備えた制御された手術室で使用される。電気生理学者（ＥＰ）は、システムの対象となる主要なユーザである。電気生理学者は、訓練を受けた看護師、技術者、および潜在的に他の電気生理学者のスタッフによってサポートされ得る。概して、組織修飾システムには、特殊なカテーテル、高電圧波形発生器、および少なくとも１つの別個のエネルギー送達アルゴリズムが含まれる。追加の付属品および機器を利用することができる。特殊なカテーテル設計の例示的な実施形態が本明細書で提供され、焦点送達、「ワンショット」送達、および様々な可能な組み合わせを含む様々な送達タイプを含む。説明のために、システム全体を説明するときに簡略化された設計が提供されている。このような簡略化された設計は、単極焦点療法を提供する。しかしながら、様々な他の実施形態もまた提供されることが理解され得る。
図１は、治療カテーテル１０２、マッピングカテーテル１０４、戻り電極１０６、波形発生器１０８、および外部心臓モニタ１１０を備える組織改変システム１００の実施形態を例示している。この実施形態では、心臓は、セルディンガー法などの好適なアクセス処置によって、右大腿静脈ＦＶを介してアクセスされる。典型的には、シース１１２は、治療カテーテル１０２およびマッピングカテーテル１０４を含む様々なカテーテルおよび／またはツールを前進させることができる導管として機能する大腿静脈ＦＶの中に挿入される。いくつかの実施形態では、治療カテーテル１０２およびマッピングカテーテル１０４は、単一のデバイスに組み合わされることが理解され得る。図１に示されるように、カテーテル１０２、１０４の遠位端は、肺静脈への入口にアクセスするように、下大静脈を通って、右心房を通って、経中隔穿刺を通って左心房に進められる。マッピングカテーテル１０４は、特定の心臓リズムの間の心筋電位の時間的および空間的分布を識別するプロセスを指す心臓マッピングを実行するために使用される。不整脈中の心臓マッピングは、心臓リズムのメカニズムの解明、関心領域内での開始から完了までの活性化の伝播の説明、および治療の標的として機能する起点部位または重要な伝導部位の特定を目的としている。所望の治療場所が特定されると、治療カテーテル１０２は、治療エネルギーを送達するために利用される。
この実施形態では、治療カテーテル１０２の近位端は、波形発生器１０８と電気的に接続され、発生器１０８は、カテーテル１０２に送達される高周波の短時間のエネルギーを生成する調整されたエネルギー出力でソフトウェア制御される。様々な実施形態において、出力は、所望の電圧、電流、またはそれらの組み合わせを達成するように制御または修正されることが理解され得る。この実施形態では、マッピングカテーテル１０４の近位端も波形発生器１０８と電気的に接続されており、マッピング処置を実行するための電子機器が発生器１０８に含まれている。しかしながら、マッピングカテーテル１０４は、代わりに、電気解剖学的マッピング（ＥＡＭ）システム（例えば、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ／Ｊｏｈｎｓｏｎ ＆ ＪｏｈｎｓｏｎによるＣＡＲＴＯ（登録商標）システム、Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ／ＡｂｂｏｔｔによるＥｎＳｉｔｅ（商標）システム、ＰｈｉｌｉｐｓによるＫＯＤＥＸ－ＥＰＤシステム、Ｂｏｓｔｏｎ ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃによるＲｈｙｔｈｍｉａ ＨＤＸ（商標）システム）などのマッピング処置を提供する能力を有する別個の外部デバイスと接続され得ることが理解され得る。同様に、いくつかの実施形態では、別個のマッピングカテーテル１０４は使用されず、マッピング機能がカテーテル１０２に組み込まれる。
この実施形態では、発生器１０８は、外部心臓モニタ１１０に接続されて、患者Ｐから感知された心臓信号とのエネルギーの協調的送達を可能にする。発生器は、エネルギー出力を患者の心臓のリズムに同期させる。心臓モニタは、患者の心周期Ｒ波を検出すると、発生器１０８にトリガ信号を提供する。このトリガ信号と発生器のアルゴリズムは、エネルギー送達を患者の心周期と確実に同期させ、エネルギー送達による不整脈の可能性を減らす。通常、フットスイッチを使用すると、ユーザはエネルギー出力の送達を開始および制御できる。発生器のユーザインターフェース（ＵＩ）は、エネルギー送達と発生器の動作状態に関する音声と視覚の両方の情報をユーザに提供する。
この実施形態では、治療カテーテル１０２は単極であるように設計され、カテーテル１０８の遠位端は、送達電極１２２を有し、戻り電極１０６は、身体の外側の皮膚、典型的には大腿部、腰背部、または背中の皮膚に位置決めされている。図２Ａは、焦点療法を送達するように構成された治療カテーテル１０２の実施形態を例示している。この実施形態では、カテーテル１０２は、その遠位端１２４の近くに送達電極１２２を有し、その近位端１２８の近くにハンドル１２６を有する細長いシャフト１２０を備える。送達電極１２２は、連続した表面を有する遠位面を備えた円筒形状を有する「固体先端」電極として示されている。いくつかの実施形態では、円筒形状は、その遠位面を横切る直径が約２～３ｍｍであり、シャフト１２０に沿った長さが約１ｍｍ、２ｍｍ、１～２ｍｍ、３ｍｍ、４ｍｍ、３～４ｍｍ、５ｍｍ、６ｍｍ、７ｍｍ、８ｍｍ、９ｍｍ、１０ｍｍなどである。そのような電極は、典型的には中空であるが、視覚的外観のために中実と呼ばれることが理解され得る。いくつかの実施形態では、カテーテル１０２は、５０～１５０ｃｍ、好ましくは１００～１２５ｃｍ、より好ましくは１１０～１１５ｃｍの全長を有する。同様に、いくつかの実施形態では、それは、７Ｆｒの外径３～１５Ｆｒ、好ましくは４～１２Ｆｒ、より好ましくは７～８．５Ｆｒを有する。いくつかの実施形態では、シャフト１２０は、撓み可能な端部分１２１を有し、任意選択で、撓み可能な端部分１２１は、約１５～５５ｍｍの範囲の直径を有する曲線をもたらす５０～１０５ｍｍの長さを有し得る。撓みは、ハンドル１２６まで延びるプルワイヤを含む様々なメカニズムによって達成することができる。したがって、ハンドル１２６は、カテーテル１０２を操作するために、特に送達および治療中に遠位端１２４を操縦するために使用される。エネルギーは、発生器１０８に接続可能なケーブル１３０を介して、カテーテル１０２に、したがって送達電極１２２に提供される。
パルス電界（ＰＥＦ）は、発生器１０８によって提供され、標的組織領域上またはその近くに配置されている送達電極１２２を介して組織に送達される。いくつかの実施形態では、送達電極１２２は、同様に標的組織と接触している導電性物質と接触して位置決めされることが理解されよう。そのような溶液は、等張液または高張液を含み得る。これらの溶液は、化学療法またはカルシウムなどのアジュバント材料をさらに含み、焦点治療ならびに標的組織タイプの潜在的な局所浸潤領域の両方に対する治療効果をさらに高めることができる。次に、高電圧で短時間の二相電気パルスが、標的組織の近くの電極１２２を通して送達される。これらの電気パルスは、少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズム１５２によって提供される。いくつかの実施形態では、各エネルギー送達アルゴリズム１５２は、一連のエネルギーパケットを含む波形を有する信号を規定し、各エネルギーパケットが一連の高電圧パルスを含む。そのような実施形態では、アルゴリズム１５２は、いくつか例を挙げると、パケットの数、パケット内のパルスの数、およびパルスシーケンスの基本周波数から構成される、エネルギー振幅（例えば、電圧）および印加エネルギーの持続時間などの信号のパラメータを指定する。追加のパラメータは、二相パルスの極性間の切り替え時間、二相サイクル間の不感時間、およびパケット間の休止時間を含むことができ、これについては、後のセクションにおいて詳細に説明する。パケット間に固定された休止期間が存在することができ、またはパケットは心周期にゲートされることができ、したがって、患者の心拍数に応じて変化可能である。意図的に変化する休止期間アルゴリズムが存在してもよく、またはパケット間に休止期間が適用されなくてもよい。センサ情報および自動遮断仕様などに基づくフィードバックループが含まれていてもよい。
様々な実施形態において、治療カテーテル１０２は、様々な特殊な特徴を含むことが理解され得る。例えば、いくつかの実施形態では、カテーテル１０２は、処置中にカテーテル先端によって患者の心臓壁に加えられる接触力をリアルタイムで測定するためのメカニズムを含む。いくつかの実施形態では、このメカニズムは、シャフト１２０に含まれ、白色光干渉法を利用する３軸光学力センサを含む。処置全体を通して加えられた力を監視および修正することにより、ユーザは、より一貫性のある効果的な病変を作り出すように、カテーテル１０２をよりよく制御することができる。
いくつかの実施形態では、カテーテル１０２は、送達電極１２２の近位に、図２Ｂに例示されるように、シャフト１２０に沿って位置決めされている１つ以上の追加の電極１２５（例えば、リング電極）を含む。いくつかの実施形態では、追加の電極の一部またはすべてを（電気生理学的マッピングのために）刺激および記録するために使用できるので、病変の作成または感知などの他の目的のためにカテーテル１０２を使用する場合、別個の心臓マッピングカテーテルは必要ない。
いくつかの実施形態では、カテーテル１０２は、任意選択で送達電極１２２に埋め込まれた熱電対温度センサを含む。同様に、いくつかの実施形態では、カテーテル１０２は、灌注および／または吸引に使用することができる管腔を含む。典型的には、管腔は、灌注するための等張食塩水液の注入のため、または例えばマイクロバブルの除去のためなど、カテーテル１０２の遠位端に沿った１つ以上のポートに接続する。
いくつかの実施形態では、カテーテル１０２は、いくつか例を挙げると、温度、インピーダンス、抵抗、静電容量、導電率、誘電率、および／またはコンダクタンスを決定するために使用できる１つ以上のセンサを含む。いくつかの実施形態では、１つ以上の電極は、１つ以上のセンサとして機能する。他の実施形態では、１つ以上のセンサは、電極から分離されている。センサデータを使用して、治療を計画し、治療を監視し、および／またはプロセッサ１５４を介して直接フィードバックを提供することができ、これにより、エネルギー送達アルゴリズム１５２を変更することができる。例えば、インピーダンス測定は、適用されるべき初期投与量を決定するために使用されることができるだけでなく、さらなる治療の必要性を決定するために使用されることができるか否かにも使用されることができる。
図１に戻って参照すると、この実施形態では、発生器１０８は、ユーザインターフェース１５０と、１つ以上のエネルギー送達アルゴリズム１５２と、プロセッサ１５４と、データ記憶／検索ユニット１５６（メモリおよび／またはデータベースなど）と、送達されるエネルギーを生成して貯蔵するエネルギー貯蔵サブシステム１５８とを含む。いくつかの実施形態では、１つ以上のコンデンサがエネルギー貯蔵／送達に使用されるが、他の任意の好適なエネルギー貯蔵要素を使用することができる。 さらに、１つ以上の通信ポートが含まれる。
いくつかの実施形態では、発生器１０８は、１）高エネルギー貯蔵システム、２）高電圧、中間周波数スイッチング増幅器、および３）システムコントローラ、ファームウェア、およびユーザインターフェース、という３つのサブシステムを含む。この実施形態では、システムコントローラは、パルスエネルギー出力を患者の心臓リズムに同期させることを可能にする心臓同期トリガモニタを含む。発生器は、交流（ＡＣ）メインを取入れ、複数の直流（ＤＣ）電源に電力を供給する。発生器のコントローラは、エネルギー送達が開始される前に、ＤＣ電源に高エネルギーコンデンサ貯蔵バンクを充電させることができる。治療用エネルギー送達の開始時に、発生器のコントローラ、高エネルギー貯蔵バンク、および二相パルス増幅器が同時に作動して、高電圧、中間周波数出力を生成する。
エネルギー送達アルゴリズムを実行するために、多数の発生器電気アーキテクチャを使用できることが理解されよう。特に、いくつかの実施形態では、パルス電界回路を、同じエネルギー貯蔵および高電圧送達システムとは別個にエネルギー送達電極に向けることができる高度なスイッチングシステムが使用される。さらに、急速に変化するパルスパラメータ（例えば、電圧、周波数など）または複数のエネルギー送達電極を使用する高度なエネルギー送達アルゴリズムで使用される発生器は、モジュール式エネルギー貯蔵および／または高電圧システムを利用して、高度にカスタマイズ可能な波形および地理的パルス送達パラダイムを容易にすることができる。さらに、本明細書で上記に説明した電気的アーキテクチャは、例のみであり、パルス電界を送達するシステムは、追加のスイッチング増幅器構成要素を含む場合も含まない場合もあることをさらに理解されたい。
ユーザインターフェース１５０は、オペレータが、患者データを入力し、治療アルゴリズム（すなわち、エネルギー送達アルゴリズム１５２）を選択し、エネルギー送達を開始し、記憶／検索ユニット１５６に記憶された記録を閲覧し、および／または発生器１０８と通信することを可能にするタッチスクリーンおよび／またはより伝統的なボタンを含むことができる。
いくつかの実施形態では、ユーザインターフェース１５０は、オペレータ定義の入力を受け取るように構成される。オペレータ定義の入力は、エネルギー送達の持続時間、またはエネルギー送達パルスの１つ以上の他のタイミングの態様、電力、および／または、動作モード、またはそれらの組み合わせを含むことができる。動作のモード例は、システムの開始とセルフテスト、オペレータ入力、アルゴリズム選択、治療前のシステムステータスとフィードバック、エネルギー送達、エネルギー送達後の表示またはフィードバック、治療データの確認および／またはダウンロード、ソフトウェアの更新、またはそれらの組み合わせを含むことができる。
前述のように、いくつかの実施形態では、システム１００は、心臓同期が望まれる状況において、外部心臓モニタ１１０などの心電図（ＥＣＧ）を取得するためのメカニズムも含む。心臓モニタの例は、ＡｃｃｕＳｙｎｃ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎおよびＩｖｙ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ、Ｉｎｃから入手できる。いくつかの実施形態では、外部心臓モニタ１１０は、発生器１０８に動作可能に接続されている。心臓モニタ１１０は、ＥＣＧ信号を連続的に取得するために使用することができる。外部電極１７２を患者Ｐに適用して、ＥＣＧを取得することができる。発生器１０８は、１つ以上の心周期を分析し、患者Ｐにエネルギーを印加することが安全である期間の始まりを特定し、したがって、エネルギー送達を心周期と同期させる能力を提供する。いくつかの実施形態では、この期間は、エネルギーパルスがＴ波で送達される場合に起こり得る不整脈の誘発を回避するために、（ＥＣＧ ＱＲＳコンプレックスの）Ｒ波のミリ秒以内である。そのような心臓同期は、通常、単極エネルギー送達を使用するときに利用されるが、他のエネルギー送達方法の一部として利用されてもよいことが理解され得る。
いくつかの実施形態では、プロセッサ１５４は、とりわけ、エネルギー送達アルゴリズムを変更および／または切り替え、エネルギー送達および任意のセンサデータを監視し、フィードバックループを介して監視されているデータに応答する。いくつかの実施形態では、プロセッサ１５４は、１つ以上の測定されているシステムパラメータ（例えば、電流）、１つ以上の測定されている組織パラメータ（例えば、インピーダンス）、および／またはそれらの組み合わせに基づいて、フィードバック制御ループを実行するための１つ以上のアルゴリズムを実行するように構成される。
データ記憶／検索ユニット１５６は、送達されている治療に関連するデータを記憶し、デバイス（例えば、ラップトップまたはサムドライブ）を通信ポートに接続することによって必要に応じてダウンロードすることができる。いくつかの実施形態では、デバイスは、例えば、データ記憶／検索ユニット１５６に記憶され、プロセッサ１５４によって実行可能な命令などの情報のダウンロードを指示するために使用されるローカルソフトウェアを有する。いくつかの実施形態では、ユーザインターフェース１５０は、これらに限定されるものではないが、コンピュータデバイス、タブレット、モバイルデバイス、サーバ、ワークステーション、クラウドコンピューティング装置／システムなどのデバイスおよび／またはシステムにオペレータがデータをダウンロードすることを選択することを可能にする。有線および／または無線接続を許可できる通信ポートは、ちょうど説明したようにデータのダウンロードを可能にするだけでなく、カスタムアルゴリズムのアップロードまたはソフトウェア更新の提供などのデータのアップロードも可能にする。
本明細書で説明するように、様々なエネルギー送達アルゴリズム１５２は、メモリまたはデータ記憶／検索ユニット１５６に記憶されるなど、発生器１０８にプログラム可能であるか、または事前にプログラムされることができる。代替的に、プロセッサ１５４によって実行されるように、エネルギー送達アルゴリズムをデータ記憶／検索ユニットに追加することができる。アルゴリズム１５２の各々は、プロセッサ１５４によって実行されることができる。
いくつかの実施形態では、システム１００は、温度、様々な電圧またはＡＣ周波数でのインピーダンス、治療持続時間、またはエネルギー送達パルスの他のタイミング態様、治療力および／またはシステムの状態などの入力に応じて治療を動的に応答および調整および／または終了できる自動治療送達アルゴリズムを含むことができることが理解され得る。
前述のように、いくつかの実施形態では、心臓モニタは、患者の心周期Ｒ波を検出するときに、発生器１０８にトリガ信号を提供する。このトリガ信号と発生器のアルゴリズムは、エネルギー送達を患者の心周期と確実に同期させ、エネルギー送達による不整脈の可能性を減らす。このトリガは、（ＥＣＧ ＱＲＳコンプレックスの）Ｒ波のピークの数ミリ秒以内にあり、エネルギーパルスがＴ波で送達される場合に発生する可能性のある不整脈の誘発を回避し、また、エネルギー送達が心臓収縮の一貫した段階で発生することを保証する。そのような心臓同期は、通常、単極エネルギー送達を使用するときに利用されるが、他のエネルギー送達方法の一部として利用されてもよいことが理解されるだろう。
この実施形態では、発生器１０８は、外部心臓モニタ１１０に接続されて、患者Ｐから感知された心臓信号とのエネルギーの協調的送達を可能にする。
いくつかの実施形態では、発生器１８０は、心臓モニタ１１０からフィードバックを受け取り、受け取った情報に基づいて応答する。いくつかの実施形態では、発生器１８０は、患者の心拍数に関する情報を受け取り、エネルギーの送達を停止するか、または異なるエネルギー送達アルゴリズム１５２を選択することによってなど、エネルギー送達を変更する。いくつかの実施形態では、発生器１８０は、心拍数が毎分３０拍（ｂｐｍ）または２０ｂｐｍなどの閾値に達するかまたはそれを下回ると、エネルギーの送達を停止する。任意選択で、発生器は、心拍数が下限閾値に達するか下がったときに、視覚的または聴覚的インジケータなどのインジケータを提供することができ、例えば、心拍数が３０ｂｐｍに達すると黄色のライトが点滅し、心拍数が２０ｂｐｍに達すると赤色のライトが点灯する。このような安全対策は、散発的な心拍数が低い場合に誤った測定値を示している可能性があるため、不適切な時間に治療エネルギーが送達されないようにする。
いくつかの実施形態では、発生器１０８は、心臓モニタ１１０からの情報に基づいてエネルギー送達を変更する。例えば、いくつかの実施形態では、心拍数が４０ｂｐｍ～１２０ｂｐｍなどの所定の範囲にある場合、エネルギー送達が１：１の比率で提供される。これには、各心拍の適切な間隔でのＰＥＦエネルギーの送達が含まれる。いくつかの実施形態では、心拍数が１２０ｂｐｍを超える場合など、心拍数がこの範囲を超える場合、発生器１０８はエネルギー送達を変更する。いくつかの実施形態では、エネルギー送達は、２：１の比率（２つの心拍：１つの送達）に変更され、ＰＥＦエネルギーは、１つおきの心拍の適切な間隔で送達される。３：１、３：２、４：１、４：３，５：１、など、ｍ：ｎ（ｍとｎは整数）の形式の様々な比率を利用できることが理解され得る。いくつかの実施形態では、心拍数は、所望の心拍数を達成するようにペーシングされ得ることも理解され得る。このようなペーシングは、別個のまたは統合されたペースメーカによって提供され得る。いくつかの実施形態では、そのようなペーシングは、冠状静脈洞に位置決めされるカテーテルによって提供され、これは、処置中の記録に使用されるが、ペーシングにも利用可能である。そのようなペーシングは、発生器１０８または心臓モニタ１１０によってトリガされ得る。
いくつかの実施形態では、発生器１０８は、温度センサ、インピーダンスセンサ、接触または接触力センサなどを含む様々なセンサからのような他のソースからの情報に基づいて、エネルギー送達を停止するか、またはエネルギー送達を変更する。いくつかの実施形態では、発生器１０８は、感知されている温度に基づいてエネルギー送達を変更する（例えばカテーテル１０２上、近くの組織で、近くの構造物でなど）。いくつかの実施形態では、エネルギー送達は２：１の比率に変更され、温度が所定の閾値に達すると、ＰＥＦエネルギーが１つおきの心拍の適切な間隔で送達される。このような変更により、小さな熱効果が減少し、それによって検出温度が低下する。３：１、３：２、４：３、４：１、５：１などのような様々な比率が利用され得ることが理解され得る。
前述のように、１つ以上のエネルギー送達アルゴリズム１５２は、患者Ｐに送達するために発生器１０８にプログラム可能であるか、または事前にプログラムされることができる。１つ以上のエネルギー送達アルゴリズム１５２は、非熱的（例えば、熱アブレーションの閾値未満、凝固性熱損傷を誘発するための閾値未満）であり、炎症を低減または回避し、および／または管腔構造における間質タンパク質の変性を防止する、心臓組織に送達されるエネルギーを提供する電気信号を指定する。非熱的エネルギーも極低温ではない（すなわち、凍結によって引き起こされる熱損傷の閾値を超えている）ことが理解され得る。したがって、標的組織の温度は、ベースラインの体温と（３５℃～３７℃などであるが、３０℃まで下げることができる）および熱アブレーションの閾値との間の範囲のままである。したがって、組織温度の目標範囲には、３０～６５℃、３０～６０℃、３０～５５℃、３０～５０℃、３０～４５℃、３０～３５℃が含まれる。したがって、心臓組織の病変は、組織の温度が熱アブレーションの閾値を下回ったままであるため、熱損傷によって作成されない（例えば６５℃）。さらに、組織のインピーダンスは通常、熱アブレーションによって生成される閾値を下回っている。組織の炭化と熱傷は、心臓組織の導電率を変化させる。インピーダンスのこの増加／導電率の低下は、しばしば熱傷を示し、組織がさらなるエネルギーを受け取る能力を低下させる。場合によっては、カソードからアノードまでのシステム回路のインピーダンスは、ＰＥＦエネルギーの送達中に２５～２５０Ωまたは５０～２００Ωの範囲にとどまる。概して、アルゴリズム１５２は、組織に所定の深さおよび／または体積まで影響を与えるように、および／または送達されるエネルギーに対する特定の種類の細胞応答を標的にするように調整される。しかしながら、本明細書に記載のパルス電界エネルギーは、負の影響なしに、熱傷を引き起こすものなどの他のタイプのエネルギーよりも自由に利用できることが理解され得る。例えば、エネルギーは熱傷を引き起こさないため、組織を過剰に治療して十分な病変形成を確保することができる。例えば、２ｍｍの厚さの組織層では、６ｍｍの深さの病変を作り出すのに十分なエネルギーを組織に適用して、経壁病変を確保することができる。通常、追加のエネルギーは、横方向の組織面を介して近くの重要な構造から放散される。特に、心臓を取り巻く心嚢水は、エネルギーを放散し、食道、横隔神経、冠状動脈、肺、細気管支などの心臓外構造を損傷から保護するのに役立つ。これは、熱傷によって病変を作り出すエネルギーを送達する場合には当てはまらない。これらの場合、標的とされた心筋組織を越えて伝導性の熱エネルギーが伝播すると、標的とされていない心臓外構造に熱損傷をもたらす可能性がある。食道への過度の熱傷は、生命を脅かす房食道瘻に分解する可能性のある食道潰瘍を引き起こす可能性がある。横隔神経への熱傷は、永続的な横隔膜麻痺を引き起こし、永続的な息切れと倦怠感を引き起こす可能性がある。冠状動脈への熱傷は、一時的または永続的な胸部圧迫／痛みにつながる可能性のある冠状動脈のけいれんを引き起こす可能性がある。加えて、肺静脈の領域の心臓の熱病変は、肺静脈狭窄につながる可能性がある。肺静脈狭窄は、心房細動患者の肺静脈付近の高周波アブレーションの既知の合併症である。この病理学的プロセスは、術後の線維症および瘢痕化を誘発する組織への熱傷に関連している。狭窄は、高周波エネルギーや冷凍切除を含む多くの形態の熱エネルギーで治療された患者で説明されている。
ここで説明するＰＥＦ病変は熱傷によって引き起こされるものではないため、電気伝導ブロックの「偽陽性」確認の割合も減少する。熱傷は急性心筋浮腫（すなわち、組織液の蓄積と腫れ）を引き起こす可能性がある。熱的にアブレーションされている組織の領域全体の電気伝導率をテストする場合、組織は電気伝導をブロックしているように見える場合があるが、そのようなブロックは単に一時的な浮腫の結果である可能性がある。腫れが治まるまでの回復期間の後、治療されている組織のこの領域は、もはや経壁的で非伝導性ではなくなる。さらに、熱傷による急性浮腫はまた、組織の領域を再治療する能力を低下させる。組織のある領域がある程度の熱傷を受けると、結果として生じる浮腫は、組織の抵抗性および伝導性の熱特性を変化させる。したがって、組織の初期応答と同様の効果を得るのは困難である。したがって、試みられた再治療は、急性および慢性の両方で効果が低い。これらの問題は、ここで説明するエネルギーの送達によって回避される。
図３は、心房細動の治療における右心房ＲＡおよび左心房ＬＡの切り欠きを示す心臓Ｈの一部を示している。最大の肺静脈は４つの主要な肺静脈（右上肺静脈ＲＳＰＶ、右上肺静脈ＲＩＰＶ、左上肺静脈ＬＳＰＶ、左下肺静脈ＬＩＰＶ）で、各肺から２つ、心臓Ｈの左心房ＬＡに流れ込む。各肺静脈は、各肺の肺胞の毛細血管の網にリンクされており、酸素化されている血液を左心房ＬＡに運ぶ。左心房の筋肉組織は左心房ＬＡから伸びており、近位肺静脈を包み込んでいる。筋肉の袖が長い上静脈は、下静脈よりも不整脈を引き起こすことが報告されている。概して、肺静脈スリーブの長さは１３ｍｍ～２５ｍｍで変化する。肺静脈の形態は、不整脈の発生に影響を与えることが報告されている。同様に、細胞の電気生理学および肺静脈の他の側面は、不整脈の発生および伝播に関連している。
解剖学的適応や心臓マッピングなど、治療の対象となる組織を決定するために様々な方法が使用される。典型的には、マッピングカテーテルは、肺静脈のサイズおよび解剖学的形態に適応して、肺静脈に望ましく適合するように選択される。マッピングカテーテルは、肺静脈の口からおよび肺静脈の深部からの電位図の記録を可能にし、これらの電位図は、ユーザのために表示され、タイミングが調整される。治療カテーテル１０２は、最初に肺静脈の奥深くに配置され、マッピングカテーテルの近位の小孔に徐々に引き抜かれる。その後、マッピングと治療が始まる。
肺静脈の電気生理学の現在の理解は、肺静脈の繊維のほとんどが円形であり、静脈への伝導を運ばないということである。電気伝導経路は、左心房ＬＡと肺静脈との間に延びる長手方向の繊維である。肺静脈の隔離は、これらの接続する長手方向の繊維のアブレーションによって達成される。左側の肺静脈の場合、遠位冠状静脈洞のペーシングは、心房信号と肺静脈電位の分離を増加させる傾向があり、これらをより電気的に見えるようにする。肺静脈内からの信号が評価される。各個々の信号は、概して振幅が小さい遠方界の心房信号と、鋭い局所肺静脈スパイクで構成されている。最も初期の肺静脈スパイクは、肺静脈と心房の接続部位を表している。肺静脈スパイクと心房電位を調べると、マッピングカテーテルの一部の極でこれらの電位図が大きく分離され、他の部位では心房信号とＰＶ信号の融合電位がある。後者は、長手方向の繊維の部位と治療の可能性のある部位を示している。
いくつかの実施形態では、左下肺静脈ＬＩＰＶの開口部を取り巻く組織は、治療カテーテル１０２を使用して（マッピングの助けを借りて）ポイントバイポイント方式で治療され、図３に例示するように、左下肺静脈ＬＩＰＶの周りに円形の治療ゾーンを作り出す。場合によっては、専用のナビゲーションソフトウェアを使用して、治療カテーテル１２０の適切な位置決めを可能にすることができる。送達電極１２２は、標的組織領域の近くまたは反対側に位置決めされ、エネルギーが送達電極１２２に提供されて、治療領域Ａを作り出す。エネルギーは局所領域に送達されるため（焦点送達）、電気エネルギーはより小さな表面積に集中し、内腔または小孔の周りに円周方向に延びる電極を介した送達よりも強い効果をもたらす。また、段階的な局所アプローチで電気エネルギーを強制的に送達し、周囲の組織を通る優先的な電流経路の潜在的な影響を軽減する。これらの優先的な電流経路は、隣接する領域ではなく、局所的に増加した電流の流れを誘発する電気的特性を備えた領域である。そのような経路は、標的内腔の周囲に不規則な電流分布をもたらす可能性があり、したがって、電界を歪め、一部の領域では不規則な治療効果の増加を引き起こし、他の領域ではより低い治療効果を引き起こす可能性がある。これは、標的領域の周囲の治療効果を安定させる局所療法を使用することで軽減または回避することができる。したがって、一度に特定の領域にエネルギーを提供することにより、電気エネルギーが周囲の様々な領域に「強制」され、治療の円周方向の規則性が向上する。図４は、円形の治療ゾーンを作り出すために治療カテーテル１０２を使用して、左下肺静脈ＬＩＰＶの周りにポイントごとにエネルギーを繰り返し適用することを示している。図示のように、この実施形態では、各治療領域Ａは、連続的な治療ゾーンを作り出すために、隣接する治療領域Ａと重なる。各治療領域Ａのサイズと深さは、パラメータ値、治療時間、組織特性などの様々な要因に依存し得る。治療領域Ａの数は、様々な要因、特に各患者の解剖学的構造および電気生理学の固有の状態に応じて変化し得ることが理解され得る。いくつかの実施形態では、治療領域Ａの数は、１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１５、２０、２５、３０以上を含む。
心房と静脈の間のすべての電気的接続が処理されると、肺静脈内に電気的沈黙があり、遠方界の心房信号のみが記録される。時折、電気的活動のスパイクが肺静脈内に見られ、残りの心房への伝導はない、これらは、心房心筋の残りの部分からの静脈の電気的不連続性を明確に示している。
臨床症状に応じて、右心房または左心房の不整脈を治療するために、他の場所に追加の治療領域を作り出すことができる。次に、テストを実行して、対象となる各肺静脈が左心房の体から効果的に分離されていることを確認する。
エネルギー送達アルゴリズム
様々なエネルギー送達アルゴリズム１５２が使用され得るのが理解され得る。いくつかの実施形態では、アルゴリズム１５２は、各エネルギーパケットが一連の高電圧パルスを含む一連のエネルギーパケットを含む波形を有する信号を規定する。そのような実施形態では、アルゴリズム１５２は、いくつか例を挙げると、パケットの数、パケット内のパルスの数、およびパルスシーケンスの基本周波数から構成される、エネルギー振幅（例えば、電圧）および印加エネルギーの持続時間などの信号のパラメータを指定する。追加のパラメータは、二相パルスの極性間の切り替え時間、二相サイクル間の不感時間、およびパケット間の休止時間を含むことができ、これについては、後のセクションにおいて詳細に説明する。パケット間に固定された休止期間が存在することができ、またはパケットは心周期にゲートされることができ、したがって、患者の心拍数に応じて変化可能である。意図的に変化する休止期間アルゴリズムが存在してもよく、またはパケット間に休止期間が適用されなくてもよい。センサ情報および自動遮断仕様などに基づくフィードバックループが含まれていてもよい。
図５は、エネルギー送達アルゴリズム１５２によって規定されている信号の波形４００の実施形態を示している。ここでは、２つのパケット、第１のパケット４０２と第２のパケット４０４が示され、パケット４０２、４０４は、休止期間４０６によって分離されている。この実施形態では、各パケット４０２、４０４は、第１の二相サイクル（第１の正のパルスピーク４０８および第１の負のパルスピーク４１０を含む）および第２の二相サイクル（第２の正のパルスピーク４０８’および第２の負のパルスピーク４１０’を含む）から構成される。第１および第２の二相パルスは、各パルス間の不感時間４１２（すなわち、休止）によって分離される。この実施形態では、二相パルスは対称的であり、その結果、設定電圧４１６は、正および負のピークに対して同じである。ここで、二相の対称波は、正の電圧波の大きさと時間が負の電圧波の大きさと時間にほぼ等しいような方形波でもある。
Ａ．電圧
使用および考慮される電圧は、方形波の頂点、正弦波またはのこぎり波のピーク、または正弦波またはのこぎり波のＲＭＳ電圧とすることができる。いくつかの実施形態では、エネルギーは単極方式で送達され、各高電圧パルスまたは設定電圧４１６は、いくつか例を挙げると、約５００Ｖ～１０，０００Ｖ、特に約１０００Ｖ～２０００Ｖ、２０００Ｖ～３０００Ｖ、３０００Ｖ～３５００Ｖ、３５００Ｖ～４０００Ｖ、３５００Ｖ～５０００Ｖ、３５００Ｖ～６０００Ｖであり、さらに、１０００Ｖ、２０００Ｖ、２５００Ｖ、２８００Ｖ、３０００Ｖ、３３００Ｖ、３５００Ｖ、３７００Ｖ、４０００Ｖ、４５００Ｖ、５０００Ｖ、５５００Ｖ、６０００Ｖを含む、その間のすべての値とサブレンジを含む。
設定電圧４１６は、エネルギーが単極で送達されるか、双極で送達されるかに応じて変化し得ることが理解されることができる。双極送達では、より小さく、より指向された電界のために、より低い電圧が使用されることができる。治療に使用するために選択されている双極電圧は、電極の分離距離に依存するが、１つ以上の離れた分散パッド電極を使用する単極電極構成は、身体に配置されているカテーテル電極と分散電極の正確な配置をあまり考慮せずに送達されることができる。単極電極の実施形態では、身体を介して送達されるエネルギーの分散挙動のために、より大きな電圧が一般に使用され、約１０ｃｍから１００ｃｍの有効分離距離で分散電極に到達する。逆に、双極電極構成では、電極の比較的近い活性領域は、１ｍｍから１ｃｍを含む０．５ｍｍから１０ｃｍ程度であり、分離距離から組織に送達される電気エネルギー濃度と実効線量に大きな影響を与える。例えば、標的の電圧と距離の比が３０００Ｖ／ｃｍであり、適切な組織の深さ（１．３ｍｍ）で望ましい臨床効果を引き起こす場合、分離距離を１ｍｍから１．２ｍｍに変更すると、３００から約３６０Ｖへの治療電圧の必要な増加、２０％の変化をもたらす。
Ｂ．周波数
時間の１秒当たりの二相サイクルの数は、信号が連続しているときの周波数であることが理解され得る。いくつかの実施形態では、二相パルスを利用して、望ましくない筋肉刺激、特に心筋刺激を低減する。他の実施形態では、パルス波形は単相であり、明確な固有周波数はない。代わりに、単相パルス長を２倍にして周波数を導出することにより、基本周波数を考慮することができる。いくつかの実施形態では、信号は、５０ｋＨｚ～１ＭＨｚ、より具体的には５０ｋＨｚ～１０００ｋＨｚの範囲の周波数を有する。いくつかの電圧では、１００～２５０ｋＨｚ以下の周波数が望ましくない筋肉刺激を引き起こす可能性があることが理解され得る。したがって、いくつかの実施形態では、信号は、３００～８００ｋＨｚ、４００～８００ｋＨｚまたは５００～８００ｋＨｚの範囲、例えば、３００ｋＨｚ、４００ｋＨｚ、４５０ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、５５０ｋＨｚ、６００ｋＨｚ、６５０ｋＨｚ、７００ｋＨｚ、７５０ｋＨｚ、８００ｋＨｚなどの周波数を有する。さらに、心臓同期は、通常、敏感なリズム期間中の望ましくない心筋刺激を低減または回避するために利用される。信号アーチファクトを最小限に抑える成分とともに、さらに高い周波数を使用することができることが理解されることができる。
Ｃ．電圧－周波数バランス
送達される波形の周波数は、適切な治療効果を保持するために、同期して治療電圧に対して変化することができる。そのような相乗効果の変化は、より強い効果を引き起こす周波数の低下と、より弱い効果を引き起こす電圧の低下とを含む。例えば、場合によっては、６００ｋＨｚの波形周波数によって単極方式で３０００Ｖを使用して治療を送達することができ、他の場合では、４００ｋＨｚの波形周波数によって２０００Ｖを使用して治療を送達することができる。
Ｄ．パケット
前述のように、アルゴリズム１５２は、通常、一連のエネルギーパケットを含む波形を有する信号を規定し、各エネルギーパケットは一連の高電圧パルスを含む。サイクルカウント４２０は、各二相パケット内のパルス数の半分である。図５を参照すると、第１のパケット４０２は、２つ（すなわち、４つの二相パルス）のサイクルカウント４２０を有する。いくつかの実施形態では、サイクルカウント４２０は、すべての値およびその間のサブレンジを含めて、パケットごとに２～１０００に設定される。いくつかの実施形態では、サイクルカウント４２０は、パケット当たり５～１０００、パケット当たり２～１０、パケット当たり２～２０、パケット当たり２～２５、パケット当たり１０～２０、パケット当たり２０、パケット当たり２０～３０、パケット当たり２５、パケット当たり２０～４０、パケット当たり３０、パケット当たり２０～５０、パケット当たり３０～６０、パケット当たり最大６０、パケット当たり最大８０、パケット当たり最大１００、パケット当たり最大１，０００、またはパケット当たり最大２，０００であり、その間のすべての値とサブレンジを含む。
パケットの持続時間は、他の要因のなかでもとりわけ、サイクルカウントによって決まる。一致するパルス持続時間（または二相波形の場合は正と負のパルス持続時間のシーケンス）の場合、サイクルカウントが高いほど、パケット持続時間が長くなり、送達されるエネルギー量が多くなる。いくつかの実施形態では、パケット持続時間は、約５０～１０００マイクロ秒の範囲、いくつか例を挙げると、例えば、５０μｓ、６０μｓ、７０μｓ、８０μｓ、９０μｓ、１００μｓ、１２５μｓ、１５０μｓ、１７５μｓ、２００μｓ、２５０μｓ、１００～２５０μｓ、１５０～２５０μｓ、２００～２５０μｓ、５００～１０００μｓである。他の実施形態では、パケット持続時間は、１５０μｓ、２００μｓ、２５０μｓ、５００μｓ、または１０００μｓなど、約１００～１０００マイクロ秒の範囲である。
治療中に送達されるパケット数、またはパケットカウントには、通常、１～２５０パケットが含まれ、その間のすべての値とサブ範囲が含まれる。いくつかの実施形態では、治療中に送達されるパケットの数は、１０パケット、１５パケット、２０パケット、２５パケット、３０パケット、または３０パケットより多いパケットを含む。
Ｅ．休止期間
いくつかの実施形態では、休止期間４０６と呼ばれるパケット間の時間は、約０．００１秒～約５秒に設定され、その間のすべての値およびサブレンジを含む。他の実施形態では、休止期間４０６は、その間のすべての値およびサブレンジを含めて、約０．０１～０．１秒の範囲である。いくつかの実施形態では、休止期間４０６は、いくつか例を挙げると、約０．５ｍｓ～５００ｍｓ、１～２５０ｍｓ、または１０～１００ｍｓである。
Ｆ．バッチ
特に、いくつかの実施形態では、信号は心臓律動と同期され、その結果、各パケットは、心拍に対して指定された期間内に同期して送達され、したがって、残りの期間は、心拍と一致する。心拍に関連して指定された各期間内に送達されるパケットは、バッチまたはバンドルとみなされ得ることが理解され得る。したがって、各バッチは所望の数のパケットを有し、その結果、治療期間の終わりに、所望の総数のパケットが送達されている。各バッチは同じ数のパケットを有することができるが、いくつかの実施形態では、バッチは異なる数のパケットを有する。
いくつかの実施形態では、１つのパケットのみが心拍の間に送達される。このような場合、休止期間はバッチ間の期間と同じとみなすことができる。ただし、バッチ間で複数のパケットが送達される場合、残りの時間は通常、バッチ間の期間とは異なる。このような場合、休止時間は通常、バッチ間の期間よりもはるかに短くなる。いくつかの実施形態では、各バッチは、いくつか例を挙げると、１～１０パケット、１～５パケット、１～４パケット、１～３パケット、２～３パケット、２パケット、３パケット、４パケット、５パケット、５～１０パケットを含む。いくつかの実施形態では、各バッチは、いくつか例を挙げると、０．５ｍｓ～１秒、１ｍｓ～１秒、１０ｍｓ～１秒、１０ｍｓ～１００ｍｓの期間を有する。いくつかの実施形態では、バッチ間の期間は、患者の心拍数に応じて可変である。場合によっては、バッチ間の期間は０．２５～５秒である。
組織領域の治療は、所望の数のバッチが組織領域に送達されるまで続く。いくつかの実施形態では、治療ごとに２～５０バッチが送達され、治療は特定の組織領域の治療とみなされる。他の実施形態では、治療には、５～４０バッチ、５～３０バッチ、５～２０バッチ、５～１０バッチ、５バッチ、６バッチ、７バッチ、８バッチ、９バッチ、１０バッチ、１０～１５バッチなどが含まれる。
Ｇ．切り替え時間および不感時間
切り替え時間は、図５に例示するように、二相パルスの正と負のピークの間に送達されるエネルギーのない遅延または期間である。いくつかの実施形態では、切り替え時間は、約０～約１マイクロ秒の範囲であり、その間のすべての値およびサブレンジを含む。他の実施形態では、切り替え時間は、１～２０マイクロ秒の範囲であり、その間のすべての値およびサブレンジを含む。いくつかの実施形態では、切り替え時間は、約２～約８マイクロ秒の範囲であり、その間のすべての値およびサブレンジを含む。
遅延は、「デッドタイム」と呼ばれる各二相サイクルの間に挿入される場合もあり得る。不感時間はパケット内で発生するが、二相パルスの間に発生する。これは、パケット間で発生する休止期間とは対照的である。他の実施形態では、不感時間４１２は、約０～０．５マイクロ秒、０～１０マイクロ秒、２～５マイクロ秒、０～２０マイクロ秒、約０～約１００マイクロ秒、または約０～約１００ミリ秒の範囲であり、その間のすべての値およびサブレンジを含む。いくつかの実施形態では、不感時間４１２は、０．２～０．３マイクロ秒の範囲である。不感時間を使用して、パケット内の別個の単相パルス間の期間を定義することもできる。
切り替え時間や不感時間などの遅延がパケットに導入され、波形内の二相相殺の影響が低減される。場合によっては、切り替え時間および不感時間の双方を同時に増やして効果を強化する。他の例では、この効果を誘発するために、切り替え時間のみまたは不感時間のみが増加される。
Ｇ．波形
図５は、一方向（すなわち、正または負）でのパルスの電圧および持続時間が、他の方向のパルスの電圧および持続時間に等しいように対称パルスを有する波形４００の実施形態を示している。図６は、波形４００が電圧不均衡を有する、他のエネルギー送達アルゴリズム１５２によって規定される例示的な波形４００を示している。ここでは、２つのパケット、第１のパケット４０２と第２のパケット４０４が示され、パケット４０２、４０４は、休止期間４０６によって分離されている。この実施形態では、各パケット４０２、４０４は、第１の二相サイクル（第１の電圧Ｖ１を有する第１の正のパルスピーク４０８および第２の電圧Ｖ２を有する第１の負のパルスピーク４１０を含む）および第２の二相サイクル（第１の電圧Ｖ１を有する第２の正のパルスピーク４０８’および第２の電圧Ｖ２を有する第２の負のパルスピーク４１０’を含む）から構成される。 ここで、第１の電圧Ｖ１は、第２の電圧Ｖ２よりも大きい。第１および第２の二相サイクルは、各パルス間の不感時間４１２によって分離される。したがって、一方向（すなわち、正または負）の電圧は、他の方向の電圧よりも大きいため、曲線の正の部分の下の面積は、曲線の負の部分の下の面積と等しくない。この不均衡波形は、支配的な正または負の振幅が同じ電荷細胞膜電荷電位の持続時間を長くするため、より顕著な治療効果をもたらすことができる。この実施形態では、第１の正のピーク４０８は、第１の負のピーク４１０の設定電圧４１６’（Ｖ２）よりも大きい設定電圧４１６（Ｖ１）を有する。図７は、等しくない電圧を有する波形のさらなる例を例示している。ここでは、４つの異なる種類のパケットが１つの図に要約されて示されている。第１のパケット４０２は、電圧が等しくないがパルス幅が等しいパルスとともに、切り替え時間および不感時間がない。したがって、第１のパケット４０２は、それぞれが第１の電圧Ｖ１を有する正のピーク４０８および第２の電圧Ｖ２を有する負のピーク４１０を含む４つの二相パルスから構成される）。ここで、第１の電圧Ｖ１は、第２の電圧Ｖ２よりも大きい。第２のパケット４０４は、不均等な電圧を有するが、（第１のパルス４０２におけるように）対称的なパルス幅を有するパルスからなり、切り替え時間は不感時間に等しい。第３のパケット４０５は、不均等な電圧を有するが、（第１のパルス４０２におけるように）対称的なパルス幅を有するパルスからなり、切り替え時間は不感時間よりも短い。第４のパケット４０７は、不均等な電圧を有するが、（第１のパルス４０２におけるように）対称的なパルス幅を有するパルスからなり、切り替え時間は不感時間よりも長い。いくつかの実施形態では、二相波形の正相と負相は同一ではないが、均衡が取れており、一方向（すなわち、正または負）の電圧が他の方向の電圧よりも大きいが、パルスの長さは、正相の曲線の下の面積が逆相の曲線の下の面積と等しくなるように計算される。
いくつかの実施形態では、不均衡は、持続時間が等しくないパルス幅を有するパルスを含む。いくつかの実施形態では、二相波形は不均衡であり、その結果、一方向の電圧は他の方向の電圧に等しいが、一方向の持続時間（すなわち、正または負）は、他の方向の持続時間よりも長く、そのため、波形の正の部分の曲線の下の面積は、波形の負の部分の下の面積と等しくない。
図８は、等しくないパルス幅を有する波形のさらなる例を例示している。ここでは、４つの異なる種類のパケットが１つの図に要約されて示されている。第１のパケット４０２は、等しい電圧を有するが、異なるパルス幅を有するパルスからなり、切り替え時間および不感時間はない。 したがって、第１のパケット４０２は、それぞれが第１のパルス幅ＰＷ１を有する正のピーク４０８および第２のパルス幅ＰＷ２を有する負のピーク４１０を含む４つの二相パルスから構成される）。ここで、第１のパルス幅ＰＷ１は、第２のパルス幅ＰＷ２よりも大きい。第２のパケット４０４は、等しい電圧を有するが、（第１のパルス４０２におけるように）等しくないパルス幅を有するパルスからなり、切り替え時間は不感時間に等しい。第３のパケット４０５は、等しい電圧を有するが、（第１のパルス４０２におけるように）等しくないパルス幅を有するパルスからなり、切り替え時間は不感時間よりも短い。第４のパケット４０７は、等しい電圧を有するが、（第１のパルス４０２におけるように）等しくないパルス幅を有するパルスからなり、切り替え時間は不感時間よりも長い。
図９は、波形が単相である他のエネルギー送達アルゴリズム１５２によって規定される例示的な波形４００を示しており、波形の正または負の部分のみがある不均衡の特別な場合である。ここでは、２つのパケット、第１のパケット４０２と第２のパケット４０４が示され、パケット４０２、４０４は、休止期間４０６によって分離されている。この実施形態では、各パケット４０２、４０４は、第１の単相パルス４３０および第２の単相パルス４３２から構成される。第１および第２の単相パルス４３０、４３２は、各パルス間の不感時間４１２によって分離される。同じ電荷細胞膜電位がより長い時間維持されるため、この単相波形は、より望ましい治療効果をもたらすことができる。しかしながら、隣接する筋肉群は、二相波形と比較して、単相波形によってより刺激される。
図１０は、単相パルスを有する波形のさらなる例を例示している。ここでは、４つの異なる種類のパケットが１つの図に要約されて示されている。第１のパケット４０２は、同一の電圧およびパルス幅を有するパルスから構成され、切り替え時間はなく（パルスは単相であるため）、不感時間は活性時間に等しい。場合によっては、特定のパルスの活性時間よりも不感時間期間が短いことがある。したがって、第１のパケット４０２は、それぞれが正のピークを含む３つの単相パルス４３０から構成される。不感時間が活性時間に等しい場合、波形は、活性時間の２倍のサイクル期間を表し、不感時間がない基本周波数で不均衡とみなされることができる。第２のパケット４０４は、（第１のパケット４０２におけるように）等しい電圧およびパルス幅を有する単相パルス４３０からなり、より大きな不感時間を有する。第３のパケット４０５は、（第１のパケット４０２におけるように）等しい電圧およびパルス幅を有する単相パルス４３０、およびさらに大きな不感時間から構成される。第４のパケット４０７は、（第１のパケット４０２におけるように）等しい電圧およびパルス幅を有する単相パルス４３０からなり、さらに大きな不感時間を有する。
いくつかの実施形態では、不均衡波形は、反対の極性の不等数のパルスに逆転する前に、１つの極性で２つ以上のパルスを送達することによって達成される。図１１は、そのような位相不均衡を有する波形のさらなる例を例示している。ここでは、４つの異なる種類のパケットが１つの図に要約されて示されている。第１のパケット４０２は、等しい電圧およびパルス幅を有する４つのサイクルから構成されるが、反対の極性のパルスが単相パルスと混合される。したがって、第１のサイクルは、正のピーク４０８および負のピーク４１０を含む。第２のサイクルは単相であり、後続の負のパルス４３０を伴わない単一の正のパルスを含む。そして、これが繰り返される。第２のパケット４０４は、（第１のパケット４０２におけるように）混合されている二相および単相サイクルから構成されるが、パルスは、等しくない電圧を有する。第３のパケット４０５は、（第１のパケット４０２におけるように）混合されている二相および単相サイクルから構成されているが、パルスは、等しくないパルス幅を有する。第４のパケット４０７は、（第１のパケット４０２におけるように）混合されている二相および単相パルスから構成されるが、パルスは、等しくない電圧および等しくないパルス幅を有する。したがって、複数の組み合わせと順列が可能である。
Ｈ．波形形状
図１２は、パルスが方形ではなく正弦波形状である他のエネルギー送達アルゴリズム１５２によって規定される例示的な波４００を例示している。同様に、２つのパケットが示され、第１のパケット４０２および第２のパケット４０４であり、パケット４０２、４０４は、休止期間４０６によって分離される。この実施形態では、各パケット４０２、４０４は、３つの二相パルス４４０、４４２、４４４から構成される。そして、方形波ではなく、これらのパルス４４０、４４２、４４４は、正弦波形状である。正弦波形状の利点の１つは、均衡が取れているか対称的であるため、各相の形状が等しいことである。均衡をとることは、望ましくない筋肉刺激を減らすのに役立つ。他の実施形態では、パルスは減衰形状の波形を有することが理解され得る。
エネルギー送達は、カテーテル１０２のボタン１６４または発生器１０４に動作可能に接続されているフットスイッチ１６８を使用するなど、様々なメカニズムによって作動させることができる。そのような作動は、通常、単一のエネルギー線量を提供する。エネルギー線量は、送達されるパケットの数とパケットの電圧によって定義される。組織に送達される各エネルギー線量は、組織内または組織内の温度を熱アブレーションの閾値未満に維持する。さらに、線量は、治療処置中の熱の蓄積をさらに低減または排除するために、時間をかけて滴定または緩和することができる。治療に危険な部位でのタンパク質凝固として定義される熱損傷を誘発する代わりに、エネルギー線量は、敏感な組織に損傷を与えることなく状態を治療することを誘発するレベルのエネルギーを提供する。
従来のアブレーションカテーテルの使用
いくつかの状況では、本明細書に記載の組織改変システム１００において従来のアブレーションカテーテルを利用することが望ましい場合がある。本明細書に記載のデバイス、システム、および方法を用いて、カテーテル１０２の代わりにそのような従来のアブレーションカテーテルを使用して、本明細書に記載の高電圧パルス電界を、単独で、または従来のアブレーション用のエネルギーなどの他のエネルギーの送達と組み合わせて送達することができる。従来のアブレーションカテーテルの例には、心房細動を治療するために通常使用される高周波カテーテル、他の心不整脈を治療するために通常使用される高周波カテーテル、マイクロ波カテーテルなどが含まれる。例には以下が含まれまるが、これらに限定されるものではない。
１）Ｌｉｖｅｗｉｒｅ（商標）ＴＣアブレーションカテーテル、Ｓａｆｉｒｅ（商標）アブレーションカテーテル、Ｓａｆｉｒｅ（商標）ＴＸアブレーションカテーテル、Ｔｈｅｒａｐｙ（商標）アブレーションカテーテル、ＦｌｅｘＡｂｉｌｉｔｙ（商標）アブレーションカテーテル、Ｓｅｎｓｏｒ Ｅｎａｂｌｅｄ（商標）、ＦｌｅｘＡｂｉｌｉｔｙ（商標）灌注アブレーションカテーテル、ＴａｃｔｉＣａｔｈ（商標）接触力灌注アブレーションカテーテル、Ｓｅｎｓｏｒ Ｅｎａｂｌｅｄ（商標）、ＴａｃｔｉＣａｔｈ（商標）クォーツ接触力アブレーションカテーテル、Ｔｈｅｒａｐｙ（商標）Ｃｏｏｌ Ｐａｔｈ（商標）アブレーションカテーテルを含む、Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ（Ｃｈｉｃａｇｏ，ＩＬ）によるカテーテルおよびデバイス、
２）ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＭＡＲＴＴＯＵＣＨ（登録商標）ＳＦ単一方向カテーテル、ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＭＡＲＴＴＯＵＣＨ（登録商標）ＳＦ双方向カテーテル、ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＭＡＲＴＴＯＵＣＨ（登録商標）単一方向カテーテル、ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＭＡＲＴＴＯＵＣＨ（登録商標）双方向カテーテル、ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＦ ＮＡＶ単一方向カテーテル、ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＦ ＮＡＶ双方向カテーテル、曲線視覚化を備えたＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＦ ＮＡＶ単一方向カテーテル、曲線視覚化を備えたＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＦ ＮＡＶ双方向カテーテル、ＮＡＶＩＳＴＡＲ（登録商標）ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）単一方向カテーテル、ＮＡＶＩＳＴＡＲ（登録商標）ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）双方向カテーテル、ＮＡＶＩＳＴＡＲ（登録商標）４ｍｍカテーテル、ＮＡＶＩＳＴＡＲ（登録商標）ＤＳカテーテル、ＮＡＶＩＳＴＡＲ（登録商標）ＲＭＴ ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）カテーテル、ＮＡＶＩＳＴＡＲ（登録商標）ＲＭＴ４ｍｍカテーテル、ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＦ 単一方向カテーテル、ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）ＳＦ 双方向カテーテル、ＥＺ ＳＴＥＥＲ（登録商標）ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）カテーテル、ＥＺ ＳＴＥＥＲ（登録商標）４ｍｍ双方向カテーテル、ＥＺ ＳＴＥＥＲ（登録商標）ＤＳ 双方向カテーテル、ＣＥＬＳＩＵＳ（登録商標）ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）単一方向カテーテル、ＣＥＬＳＩＵＳ（登録商標）ＲＭＴ ＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ（登録商標）カテーテル、ＣＥＬＳＩＵＳ（登録商標）４ｍｍカテーテル熱電対、ＣＥＬＳＩＵＳ（登録商標）４ｍｍカテーテルサーミスタ、ＣＥＬＳＩＵＳ（登録商標）４ｍｍ編組チップカテーテル、ＣＥＬＳＩＵＳ ＦＬＴＲ（登録商標）８ｍｍ単一方向カテーテル、ＣＥＬＳＩＵＳ ＦＬＴＲ（登録商標）８ｍｍ双方向カテーテル、ＣＥＬＳＩＵＳ（登録商標）ＤＳカテーテル、ＣＥＬＳＩＵＳ（登録商標）ＲＭＴカテーテルを含む、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ ＷｅｂｓｔｅｒＩｎｃ（Ｉｒｖｉｎｅ，ＣＡ）によるカテーテルとデバイス、
３）ＢＬＡＺＥＲ ＰＲＩＭＥ（商標）温度アブレーションカテーテル、ＢＬＡＺＥＲ（商標）ＩＩ温度アブレーションカテーテルファミリ、ＢＬＡＺＥＲ（商標）オープン灌注温度アブレーションカテーテル、ＩＮＴＥＬＬＡＮＡＶ（商標）ＸＰ＆ＩＮＴＥＬＬＡＮＡＶ ＭＩＦＩ（商標）ＸＰ温度アブレーションカテーテルファミリ、ＩＮＴＥＬＬＡＮＡＶ（商標）ＳＴ アブレーションカテーテル、ＩＮＴＥＬＬＡＮＡＶ（商標）ＯＰＥＮ－灌注アブレーションカテーテル、ＩＮＴＥＬＬＡＴＩＰ ＭＩＦＩ（商標）ＸＰ温度アブレーションカテーテル、ＩＮＴＥＬＬＡＴＩＰ ＭＩＦＩ（商標）オープン－灌注アブレーションカテーテル、ＩＮＴＥＬＬＡＮＡＶ（商標）ＳＴ アブレーションカテーテルを含む、Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｍａｒｌｂｏｒｏｕｇｈ，ＭＡ）および／またはＢＡＲＤ ＥＰによるカテーテルおよびデバイス、
４）７Ｆｒ ＲＦ Ｍａｒｉｎｒ（商標）ＭＣカテーテル、５ Ｆｒ ＲＦ Ｍａｒｉｎｒ（商標）カテーテル、ＲＦ Ｃｏｎｔａｃｔｒ（商標）カテーテル、ＲＦ Ｅｎｈａｎｃｒ（商標）ＩＩカテーテル、ＲＦ Ｃｏｎｄｕｃｔｒ（商標）ＭＣカテーテルを含む、ＭｅｄｔｒｏｎｉｃＩｎｃ（Ｆｒｉｄｌｅｙ，Ｍｉｎｎｅｓｏｔａ）によるカテーテルおよびデバイス、
５） ＥＰ Ｍａｐ－ｉＴ（商標）カテーテル、Ｍａｐ－ｉＴＴＭ灌注アブレーションカテーテルを含む、Ａｃｃｅｓｓ Ｐｏｉｎｔ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ＥＰ Ｉｎｃ（Ｒｏｇｅｒｓ，ＭＮ）によるカテーテルとデバイス、
６）Ｒｉｔｈｍ Ｃｏｏｌ（商標）灌注チップアブレーションカテーテル、Ｒｉｔｈｍ Ｒｘ（登録商標）偏向可能アブレーションカテーテル、ＡｑｕａＳｅｎｓｅ（登録商標）マイクロインフュージョン灌注チップアブレーションカテーテルを含む、Ｓｙｎａｐｔｉｃ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｎｃ （Ｌａｋｅ Ｆｏｒｅｓｔ，ＣＡ）によるカテーテルとデバイス、
７）Ｃｅｒａｂｌａｔｅ（登録商標）ｅａｓｙ／Ｃｅｒａｂｌａｔｅ（登録商標）ｅａｓｙ ＴＣ、Ｃｅｒａｂｌａｔｅ ｃｏｏｌ（登録商標）、Ｃｅｒａｂｌａｔｅ ｆｌｕｔｔｅｒ（登録商標）を含むＯｓｙｐｋａ Ｍｅｄｉｃａｌ ＧｍｂＨ（Ｂｅｒｌｉｎ，Ｇｅｒｍａｎｙ）／Ｃａｒｄｉｏｔｒｏｎｉｃ－Ｏｓｙｐｋａ Ｍｅｄｉｃａｌ、Ｉｎｃ（Ｌａ Ｊｏｌｌａ，ＣＡ）によるカテーテルとデバイス、
８）ＡｌＣａｔｈ Ｇｏｌｄ ＦｕｌｌＣｉｒｃｌｅ、ＡｌＣａｔｈ Ｆｌｕｔｔｅｒ Ｇｏｌｄ、ＡｌＣａｔｈ Ｆｌｕｘ ｅＸｔｒａ Ｇｏｌｄを含む、Ｂｉｏｔｒｏｎｉｋ ＧｍｂＨ＆Ｃｏ（Ｂｅｒｌｉｎ，Ｇｅｒｍａｎｙ）および／またはＡｃｕｔｕｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｎｃ（Ｃａｒｌｓｂａｄ，ＣＡ）によるカテーテルとデバイス、
９）Ｉｓｏｌａｔｏｒ Ｓｙｎｅｒｇｙ Ｃｌａｍｐｓ、Ｉｓｏｌａｔｏｒ Ｓｙｎｅｒｇｙ Ａｃｃｅｓｓ Ｃｌａｍｐ、ＣＯＢＲＡ Ｆｕｓｉｏｎ １５０ アブレーションシステム、Ｃｏｏｌｒａｉｌ Ｌｉｎｅａｒ Ｐｅｎ、Ｉｓｏｌａｔｏｒ Ｌｉｎｅａｒ Ｐｅｎ、Ｉｓｏｌａｔｏｒ Ｔｒａｎｓｐｏｌａｒ Ｐｅｎを含むＡｔｒｉｃｕｒｅＩｎｃ（Ｍａｓｏｎ，ＯＨ）によるカテーテルおよびデバイス、
１０）ＯＳＣＯＲＩｎｃ（Ｐａｌｍ Ｈａｒｂｏｒ，ＦＬ）によるカテーテルとデバイスなど。
しかしながら、これらの従来のアブレーションカテーテルは、本明細書に記載されている高電圧二相ＰＥＦエネルギーを送達するように構成されていない。特に、これらの従来のカテーテルの多くは、高電圧エネルギー送達の条件下では機能しない機能とメカニズムを備えている。このような障害は、これらの機能とメカニズムを無効にし、デバイス全体の障害につながる可能性がある。例えば、多くの従来のアブレーションカテーテルは、その遠位端の近くに複数の電極を有する。図１３は、遠位先端電極１２３と、遠位先端電極１２３の近位である、シャフトの遠位端の近くにある複数のリング電極１２７とを有するシャフト１２１を含む従来のアブレーションカテーテル１０１の実施形態を示す。この実施形態では、カテーテル１０１は、遠位先端電極１２３の近位に配置されている接触力センサ１８１と、シャフト１２１内の３つの内部光ファイバーケーブルとを含む。さらに、カテーテル１０１は、心臓マッピングシステムと統合するために、遠位先端電極の近位に配置されている電磁センサ１９１を含む。さらに、カテーテル１０１は、シャフト１２１の近位端の近くに配置されているハンドル１２９を有する。この実施形態では、ハンドル１２９は、ハンドル位置とは無関係に撓みを可能にするユニバーサルアクチュエータ設計１３１と、可変制御を可能にする張力ロックとを含む。ハンドル１２９は、発生器１０８などに接続するための統合ケーブル１３３を有する。
カテーテル１０１内の各電極は、概して、独立して活性化されることが意図されているので、電極１２３、１２７の各々は、カテーテルを通ってカテーテルの近位端まで延びるそれら自身の導電線を有する。これらの導電線はカテーテルの本体内に含まれており、通常、導体間の望ましくない短絡を避けるために、それぞれが絶縁層で囲まれている。
しかしながら、本明細書に記載のパルス電界エネルギーを送達する場合、これらの従来のアブレーションカテーテル１０１は、しばしばアーク放電および短絡を起こしやすい。これは、従来のカテーテル内の様々な導体を介して送達される高電圧エネルギーによって引き起こされる。従来のアブレーションカテーテル１０１は、より低い電圧用に設計されているため、導電線は、導電線を互いに絶縁するように配置されておらず、使用される絶縁材料は、これらの条件下で導電線を適切に絶縁するには不十分である。その結果、絶縁材料が機能しなくなり、導電線が互いに短絡してカテーテル本体内にアーク放電が発生する。これらの問題はすべて、高電圧エネルギー送達、および高電圧エネルギー送達と従来のエネルギーとの間の切り替えのために、そのような使用を望ましくないか不可能にする（例えば高周波、マイクロ波など）。
図１４Ａは、図１３に図示されるカテーテル１０１などの、複数の電極を有する従来のアブレーションカテーテルを介した高電圧エネルギー送達に関連する問題のいくつかを示している。ここで、カテーテル１０１の遠位端は、遠位端の先端に送達電極１２３を備えた細長いシャフト１２１を有することが示されている。この実施形態では、カテーテル１０１は、二次電極１２７ａ、三次電極１２７ｂ、および四次電極１２７ｃという、３つの追加のリング電極を含み、それぞれが、送達電極１２３からシャフト１２１に沿って近位に増分距離間隔を置いている。使用中、送達電極１２３は、心臓組織などの標的組織Ｔに対して位置決めされる。送達電極１２３を介して送達されているエネルギーは、示されているように組織Ｔに入る。ただし、心臓組織を治療する場合、環境は通常、血液で満たされている。血液の導電性により、エネルギーは、図１４Ａに矢印で示されるように、二次電極１２７ａ、三次電極１２７ｂおよび四次電極１２７ｃに、導電線を通して伝達される。
活性電極（電圧Ｖ＝Ｖ０）から接地電極（Ｖ＝０）まで、電流（Ｊ）がその電気伝導率（σ）に従って媒体（血液または組織）を通過するにつれて、電圧は低下する。
Figure 2023509387000002
 媒体全体にわたる印加電圧のこの劣化は、電位の空間分布をもたらす。未使用の電極は媒体の一部に接触しているため、それらの部分で定義された電圧が予想され得る。
各電極の予想電圧は、数値的アプローチを使用して取得され得る。解析ソリューションは、単純な形状と均一な導電率が採用されている場合にのみ実現可能である。ただし、組織と電極の両方の形状が複雑になる可能性があるため、有限要素法を使用して電圧分布を決定し、次のラプラス方程式を満たす電位（Ｖ）を解く可能性が高くなる。
Figure 2023509387000003
 この方法を使用すると、目的のカテーテルの形状と環境の電圧分布を計算できる。
この方法を使用して、送達電極１２３、二次電極１２７ａ、三次電極１２７ｂ、および四次電極１２７ｃの電圧を決定することができる。送達電極１２３は、最大電圧を有し、電圧値は送達電極１２３からの距離により減少する。すべての電極が内部導電線に接続されているので、計算された値から、それらの各々の電圧を抽出することができ、したがって、それらの間の最大電圧差を決定することができる。例えば、送達電極１２３に送達されるエネルギーが３３００Ｖの電圧を有する場合、二次電極１２７ａに伝達されるエネルギーは１４５０Ｖの電圧を有し、三次電極１２７ｂに伝達されるエネルギーは１０５０Ｖの電圧を有し得、さらに四次電極１２７ｃに伝達されるエネルギーは、９５０Ｖの電圧を有し得る。これは、様々な問題を提起する。始めに、電極１２３、１２７ａ、１２７ｂ、１２７ｃの各々は、絶縁されている導電線によってカテーテル１０１の近位端に接続されている。図１４Ｂは、電極１２３、１２７ａ、１２７ｂ、１２７ｃに対応する絶縁されている導電線１２３’、１２７ａ’、１２７ｂ’、１２７ｃ’を示すシャフト１２１の断面を例示する。従来のアブレーションカテーテルでは、このような絶縁は、約１５００Ｖの電圧差を超えて絶縁するのに十分ではない（ただし、この値はカテーテルの特定の設計によって異なる場合があり得る）。図１４Ａに示されている例では送達電極１２３と二次電極１２７ａとの間の差は１８５０Ｖであり、送達電極１２３と三次電極１２７ｂとの間の差は２２５０Ｖであり、送達電極１２３と四次電極１２７ｃとの間の差は２３５０Ｖである。これらの各々が１５００Ｖの閾値を超えると、絶縁障害が発生し、導電線間の短絡とアーク放電が発生する。
電圧は、様々なシステムおよび方法によって、短絡および／またはアーク放電の閾値レベルより低くすることができる。例えば、いくつかの実施形態では、電極１２３、１２７ａ、１２７ｂ、１２７ｃの各々が同じ電圧に設定される。各導電線は同じ電位になるため、導電線間の電圧差はゼロになり、アーク放電は発生し得ない。ただし、この単純なソリューションにはいくつかの不都合がある。第１に、この方法で電極１２３、１２７ａ、１２７ｂ、１２７ｃのすべてを活性化することにより、それぞれが治療エネルギーを送達し、それによっておそらく望ましくない領域にエネルギーを送達し得る。第２に、同じ印加電圧の場合、体内に注入される総電流が高くなり、温度または筋肉刺激が過度に上昇する可能性がある。さらに、このような高い電流要求には、性能が向上したパルス発生器が必要である。
他の実施形態では、受動構成要素（例えば抵抗器、インダクタ、ダイオード）から構成されるような構成要素ネットワーク１１１を使用して、パルス発生器から電極に流れるエネルギーを変調する。受動構成要素が組み合わさって複雑なインピーダンスＺを形成し、これは、電圧差が１５００Ｖなどの特定の閾値レベルを下回ったままになるように、所定の方法で導電線を介してエネルギーを誘導するように機能する。いくつかの実施形態では、構成要素ネットワーク１１１は、例えば、カテーテル１０１がエネルギー送達のために結合される発生器１０８内に配設され、発生器１０８と一列に並んだ別個のデバイス内（例えばインターフェースコネクタ１０）、またはカテーテル１０１内またはカテーテル１０１への付属品内に配設されている。
インピーダンスの抵抗、コンデンサ、インダクタの値は、印加される電気エネルギーの周波数や振幅など、様々な要因によって異なる場合がある。例えば、インダクタのインピーダンスは印加周波数に正比例するが、コンデンサのインピーダンスは印加周波数に反比例する。電圧、振幅、周波数などの適用されるエネルギーパラメータの特定のセットに対して、パルス発生器から電極に流れるエネルギーを変調するために、複素インピーダンスを事前に決定することができる。
一実施形態では、図１５に示されるように、第１の抵抗器Ｒ１は、導電線１２３’（送達電極１４に結合される）と導電線１２７ａ’（二次電極１２７ａに結合される）との間に位置決めされる。同様に、第２の抵抗器Ｒ２は、導電線１２３’（送達電極１２３に結合されている）と導電線１２７ｂ’（三次電極１２７ｂに結合されている）との間に位置決めされている。さらに、第３の抵抗器Ｒ３は、導電線１２３’（送達電極１２７に結合されている）と導電線１２７ｃ’（四次電極１２７ｃに結合されている）との間に位置決めされている。
抵抗器Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３の抵抗器の値は、電極の形状および相対位置および周囲の媒体の電気伝導率を含む様々な要因に応じて変化し得る。例えば、活性電極と非活性電極との間の距離が長いほど、電圧が活性電極に印加されている場合に非活性電極に誘導される電圧は低くなる。活性電極と非活性電極の間の電圧差を特定の値以下に維持したい場合、特定の電極間の距離が大きくなると、対応する非活性電極の誘導電圧が少し大きくなり、最大許容電圧差の制約内にとどまる。単一の非活性電極を有する実施形態では、この非活性電極で所望の電圧が生成されるまで、提案された抵抗器を調整することができる。しかしながら、２つ以上の非活性電極を有する実施形態では、１つの抵抗器の値を減少させると、その非活性電極を流れる電流および誘導電圧が増加するが、他の非活性電極の電圧も増加し得る。結果として生じる電極電圧と抵抗値の間のこの相互依存性は、非常に複雑なシステムを伴う。
この複雑さは、電極と潜在的環境の三次元数学モデルで対処される。このモデルは、心臓組織、特に血液に囲まれた組織を治療するときに、環境で予想される様々な要素を考慮に入れている。したがって、これらの要素のプロパティが指定され、電圧が印加されているときの電圧分布が決まる。
数学モデルは、活性電極の表面の電圧（Ｖ＝Ｖ０）を定義し、非活性電極の電流源（ＩＸ）は、電極表面での電圧、活性電極の印加電圧、および選択されている抵抗値に依存して、電流源（その表面Ｓに沿った通常の電流密度Ｊの積分）として定義される。
Figure 2023509387000004
このモデルでは、抵抗値の潜在的な組み合わせ（定義された範囲と分解能）が決定される。所望のパフォーマンスを示す最終的な値が選択される。図１５に示される実施形態では、カテーテル１０１は４つの電極（１つは活性で３つは非活性）を有し、３つの抵抗値（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）の組み合わせが計算され（例えば、１０Ωのステップで０から１０００まで）、導電線／絶縁体によってサポートされる最大電圧差（例えば、１５００Ｖ）およびパルス発生器の合計電流安全値（例えば、４０Ａ未満）によって電圧差を維持する。
この例では、導電線１２３’を介して送達電極１２３に送達されるエネルギーは３５００Ｖである。同様に、この実施形態では、総電流は４０Ａの最大安全値を有する。したがって、この実施形態では、全抵抗網の組み合わせは、最大１０００から１２００オームを有する。例えば、一実施形態では、抵抗値は、Ｒ１＝５００Ω、Ｒ２＝３００ΩおよびＲ３＝３００Ωである。これらの抵抗値を使用すると、導電線間の電圧差は表１のようになる。
Figure 2023509387000005
その結果、抵抗器ネットワークは、送達電極１２３への所望の高電圧エネルギー送達を維持しながら（例えば３５００Ｖ）、電圧差を短絡およびアーク放電の閾値未満に保つことができる（例えば１５００Ｖ）。この例では、各導電線を流れる電流は表２に示す通りであり、合計で約４０アンペアであることが理解できる。
Figure 2023509387000006
場合によっては、抵抗器ネットワークを使用すると、標的組織では、わずかに小さな病変（例えば、最大３０％小さくなり）が作成され、それによって治療の有効性が低下する可能性がある。ただし、これは治療強度（すなわち電圧）を上げることで補うことができる。これが可能なのは、抵抗器ネットワークによってアーク放電と短絡の閾値も増加するためである。場合によっては、抵抗器ネットワークによって最大電流密度が２０％減少する。したがって、この差を補償するために、印加電圧を同じ大きさだけ増加させ得る。同様に、抵抗器ネットワークを使用する場合、サイクルカウントの増加、波形の基本周波数の減少、波形への様々な程度の非対称性の統合、またはパケットの追加など、他の波形特性も増加して治療強度を調整でき得る。
図１６Ａおよび１６Ｂは、図１５の構成要素ネットワーク１１１を使用する場合、アーク放電用閾値の増加を例示する。図１６Ａは、構成要素ネットワーク１１１が利用されていない状況に対応する。グラフは、一連のパルスサイクルにわたってアーク放電が発生した現在の値を示している。特に、エネルギーの量（例えば１００サイクル）が特定の電流値で送達され、アーク放電の有無が観察された。アーク放電が観察されなかった場合は、電流値を増やした。これは、アーク放電が観察されるまで続けた。したがって、サイクル頂点に沿った最高値（例えば１００サイクルの頂点）はアーク放電の閾値である。したがって、図１６Ａに示すように、６０サイクルのエネルギーが構成要素ネットワーク１１１なしでカテーテル１０１を通して送達されているとき、アーク放電の閾値は、２２．２アンペアまたは２１００Ｖの電流値で発生した（これは、６０サイクルの頂点に沿った最高のデータポイントに対応する）。図１６Ｂは、図１５の構成要素ネットワーク１１１が利用される状況に対応し、ここで、Ｒ１＝５００、Ｒ２＝３００、Ｒ３＝３００である。ここで、グラフは、一連のパルスサイクルにわたってアーク放電が発生した電流値を示しているが、これは、図１６Ａのアーク放電の電流値よりも高いことがわかる。特に、６０サイクルでは、電流値は３２．７アンペアまたは２７００Ｖであった。これは、アーク放電の電流閾値が４７％増加することに相当する。したがって、構成要素ネットワーク１１１の使用は、二次電極１２７ａ、三次電極１２７ｂ、および四次電極１２７ｃを通る制御されていない電流の流れを防ぐことによって、アーク放電の閾値を大幅に増加させる。
他のシステムおよびデバイスを使用して、構成要素ネットワーク１１１と同様の方法で機能させることができることを理解されたい。例えば、いくつかの実施形態では、発生器１０８は、カテーテル１０１内の導体線に適切な電流を送り、導体線間の電圧差を、カテーテル１０１へのアーク放電または損傷の閾値未満に保つように構成される。場合によっては、発生器１０８は、上記にリストされた特定の従来の高周波カテーテルなどの特定のカテーテルとともに使用されるように構成される。このように、カテーテルの電極間隔および他の特徴が知られている。結果として、発生器１０８は、特定のカテーテルに適切な各導体線を介して適切なエネルギーを送達するように事前にプログラムまたは事前構成され得る。例えば、図１５に示されるカテーテル１０１に送達する場合、マルチチャネル発生器を使用して、二次電極１２７ａ、三次電極１２７ｂ、および四次電極１２７ｃの電圧を、カテーテルの遠位電極よりも低い電圧に駆動して、導体線間の電圧差をアーク放電用の閾値を下回って保つことができる（例えば１５００Ｖ）。これは、コンデンサの２つのバンク、カテーテルの送達電極１２３へのエネルギーの送達を駆動するために充電されるコンデンサの一次バンク、および一次コンデンサバンクよりも低い電圧に充電され、二次電極１２７ａ、三次電極１２７ｂおよび四次電極１２７ｃへのエネルギーの送達を駆動するコンデンサの二次バンクを組み込んだマルチチャネル発生器を使用して達成することができる。さらに、コンデンサの追加のバンクを使用して、二次電極１２７ａ、三次電極１２７ｂ、および四次電極１２７ｃに異なるレベルのエネルギーを駆動することができる。これらの状況のそれぞれで、導体線間の電圧差は、アーク放電の閾値（例えば、１５００Ｖ）未満に維持される。
いくつかの実施形態では、発生器は、様々なカテーテルとともに使用されるように構成される。場合によっては、発生器は、特定のカテーテルで使用するようにプログラム可能であり、ユーザは、どのカテーテルが使用されているかを示すことができる。例えば、発生器は、既知のカテーテルまたは電極番号、電極間隔、カテーテルタイプなどの典型的なカテーテルの既知の態様に対応するメニューからの様々な選択可能なオプションを表示することができる。識別の側面がいったん選択されると、発生器は、既知のカテーテルまたは既知の機能のセットの各タイプに対応する事前にプログラムされたアルゴリズムを利用し（例えば電極の配置など）カテーテル内の導体線に適切な電流を送り、導体線間の電圧差をアーク放電またはカテーテルの損傷の閾値未満に保つ。他の実施形態では、カテーテルの態様は、発生器によって識別される。例えば、場合によっては、カテーテルは、発生器に接続可能であり、発生器は、各導電線を介して送達される適切なエネルギーを示すカテーテルの側面を測定、感知、または識別することができる。いくつかの実施形態では、発生器は、対応するインピーダンスを測定するために、各導体線を介して低電圧エネルギーの投与量を送達する。次に、発生器は、インピーダンス測定に基づいて、カテーテル内の各導体線に適切な電流を送達する。いくつかの実施形態では、カテーテルは、カテーテルが治療環境にある間、および／または治療を提供する位置にある間に、発生器によって分析される。したがって、インピーダンスの読み取りに影響を与える環境的または状況的要因が考慮される。これには、血液またはその他の導電性液体の存在が含まれ得る。代替的にまたは付加的に、これは、デバイスの位置または配置を含み得る。例えば、いくつかのデバイスは、様々な位置に配設され得るアームなどの表面に沿って電極を有し得る。したがって、様々な電極間の距離は、これらの表面の位置に応じて変化する可能性がある。標的位置に位置決めされる状態でデバイスを評価することにより、これらの側面が考慮される。これにより、治療中、導電線を介した電流値のより正確な送達をもたらし得る。
環境条件におけるそのような変動性は、発生器自体ではなく、構成要素ネットワーク１１１によっても適応され得ることが理解され得る。そのような実施形態では、構成要素ネットワーク１１１は、１つ以上のポテンショメータ、レオスタット、可変抵抗器、コンデンサ、インダクタ、ダイオードなどから構成され得る。他の実施形態では、構成要素ネットワーク１１１は、必要に応じてコントローラによって選択可能な複数の抵抗器から構成され得る。いずれの場合も、図１５に従って、導電線の各々に所望の抵抗器が印加されて、Ｒ値（Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３）が、インピーダンス値などの測定値に基づいて選択される。
さらに、いくつかの実施形態では、本明細書に記載の構成要素ネットワーク１１１およびシステムは、カテーテル１０１によって送達される電界を形成するために利用される。例えば、図１７Ａ～１７Ｃは、異なる抵抗値を使用してカテーテル１０１によって送達される様々な電界を例示している。図１７Ａ～１７Ｃは、その遠位端の近くに送達電極１２３、二次電極１２７ａ、三次電極１２７ｂ、および四次電極１２７ｃを有するカテーテル１０１を例示している。図１７Ａでは、カテーテル１０１は、Ｒ１＝１００００Ω、Ｒ２＝１００００Ω、Ｒ３＝１００００Ωを有する図１６のように構成要素ネットワーク１１１に接続されている（構成要素ネットワーク１１１に接続されていないことに相当）。結果として生じる電界２００は、主に送達電極１２３から発する幾分丸みを帯びた形状を有する。図１７Ｂは、Ｒ１＝５００Ω、Ｒ２＝３００Ω、Ｒ３＝３００Ωを有する、図１５と同様に構成要素ネットワーク１１１に接続されている同じカテーテル１０１を例示している。結果として生じる電界２００は、送達電極１２３および二次電極１２７ａから発するやや円形の形状を有する洋ナシ形状にシフトし、三次電極１２７ｂおよび四次電極１２７ｃから発するより小さく重なり合うやや円形の形状とともに、洋ナシ形状を作り出す。図１７Ｃは、すべての電極が活性である同じカテーテル１０１を例示している。結果として生じる電界２００は、電極１２３、１２７ａ、１２７ｂ、１２７ｃから延びる長方形または楕円形にここでシフトしている。したがって、適切な抵抗値を選択することによって、所望の電界２００の形状を生成することができる。これは、結果として生じる病変の寸法にも影響を及ぼし、深さと幅は電界の形状に依存する。２００．
上述したように、本明細書に記載の構成要素ネットワーク１１１およびシステムは、本明細書で提供される例とは異なる数の電極、例えば、２電極、３電極、４電極、５電極、６電極、７電極、８電極、９電極、１０電極、２～４電極、２～５電極、２～１０電極、１０～１５電極、２～２０電極、２～３０電極、２～４０電極、２～５０電極、２～６０電極、２～７０電極、２～８０電極、２～９０電極、２～１００電極、および１００を超える電極を有するカテーテル１０１を使用し得る。同様に、本明細書に記載の構成要素ネットワーク１１１およびシステムは、電極間に異なる間隔を有し、電極をリングの周りなどに非線形に整列させるなど、本明細書に提供される例以外の電極の配置を有するカテーテル１０１とともに使用することができる。または、それぞれが１つ以上の電極を含む分岐スプライン上で、別々の電極が互いに隣接しているか、十分に接近していて、同時に帯電している場合、別個の電極が単一の電極として機能する可能性があることも理解できる。このような場合、本明細書で提供される実施例では、別個の電極は単一の電極として数えられ、単一の電極として振る舞う。
本明細書に記載の構成要素ネットワーク１１１およびシステムはまた、双極エネルギー送達用に設計されたカテーテルとともに使用され得ることが理解され得る。したがって、本明細書に記載のＰＥＦエネルギーは、単極方式で使用される双極エネルギー送達カテーテルを使用して、標的組織に送達され得る。そのような場合、双極エネルギー送達カテーテル上の電極の１つが送達電極として利用され、残りの電極は追加の電極（すなわち、二次電極、三次電極、四次電極など）とみなされる。したがって、上記と同じ原理に基づく構成要素ネットワーク１１１またはシステムを、双極エネルギー送達カテーテルとともに使用することができる。双極エネルギー送達カテーテルの例は、いくつかを挙げると、Ｆａｒａｐｕｌｓｅ（Ｍｅｎｌｏ Ｐａｒｋ，ＣＡ）、Ａｆｆｅｒａ Ｉｎｃ（Ｗａｔｅｒｔｏｗｎ，ＭＡ）、Ａｔｒｉａｎ Ｍｅｄｉｃａｌ（Ｇａｌａｗａｙ，Ｉｒｅｌａｎｄ）、Ｋａｒｄｉｕｍ Ｉｎｃ（Ｂｕｒｎａｂｙ，ＢＣ，Ｃａｎａｄａ）によって提供されたものである。
本明細書に記載の構成要素ネットワーク１１１およびシステムは、高周波不可逆エレクトロポレーション、パルス高周波アブレーション、ナノ秒パルス電界、などを含む任意の高電圧エネルギーにて使用され得ることが理解され得る。他の高電圧エネルギーの例は、いくつか例を挙げると、２０１８年１２月２０日に提出されたＭＥＴＨＯＤＳ，ＡＰＰＡＲＡＴＵＳＥＳ，ＡＮＤ ＳＹＳＴＥＭＳ ＦＯＲ ＴＨＥ ＴＲＥＡＴＭＥＮＴ ＯＦ ＰＵＬＭＯＮＡＲＹ ＤＩＳＯＲＤＥＲＳと題された米国公報第２０１９／０２０１０８９号、２０１８年１２月２６日に提出されたＭＥＴＨＯＤＳ，ＡＰＰＡＲＡＴＵＳＥＳ，ＡＮＤ ＳＹＳＴＥＭＳ ＦＯＲ ＴＨＥ ＴＲＥＡＴＭＥＮＴ ＯＦ ＤＩＳＥＡＳＥ ＳＴＡＴＥＳ ＡＮＤ ＤＩＳＯＲＤＥＲＳと題されたＷＯ２０１９／１３３６０６、２０１８年１２月２６日に提出されたＯＰＴＩＭＩＺＡＴＩＯＮ ＯＦ ＥＮＥＲＧＹ ＤＥＬＩＶＥＲＹ ＦＯＲ ＶＡＲＩＯＵＳ ＡＰＰＬＩＣＡＴＩＯＮＳと題されたＷＯ２０１９／１３３６０８に記載されている。
本明細書における治療カテーテルへの言及は、典型的には、本明細書に記載のＰＥＦエネルギーを送達するように構成される特殊なカテーテル１０２、または本明細書に記載のＰＥＦエネルギーを送達するように適合されている、１つ以上のアクセサリの使用と一緒による、従来のカテーテル１０１に適用されることを理解されたい。典型的には、そのような治療カテーテルは、読みやすさのために治療カテーテル１０２と呼ばれるが、そのような説明は、多くの場合またはすべての場合に治療カテーテル１０１に適用されることが理解され得る。
組織病変
様々な心臓の状態を治療する場合、患者によっては様々な標的組織の厚さに遭遇する。したがって、様々な深さの組織病変が望ましい場合がある。いくつかの実施形態では、単一パラメータ操作についての投与量強度の結果として、病変サイズの非常に再現性が高く明確な単調な傾向がある。したがって、いくつかの実施形態では、エネルギーの単一のパラメータを変更すると、結果として生じる病変のサイズが比例して変更される。しかしながら、送達されるエネルギーと病変の深さとの間の相関は、いくつか例を挙げると、パラメータ値およびエネルギー波形の特性とともに、電極配置のサイズ、形状および構成などの様々な条件に応じて変化し得ることが理解され得る。したがって、いくつかの実施形態では、相関は非線形であるが、曲線に従う。所与の状態について、患者の予想される標的組織の厚さの範囲を治療するために、様々な最適に滴定されている投与量が（例えば、アルゴリズム１５２を介して）利用可能であり得る。最終的な投与量範囲を決定するために考慮される態様には、標的組織の断面幅と深さ、気泡形成のリスク、治療送達の望ましい時間、可能性のある温位上昇、ＥＣＧ波形およびリズムの保存、横隔神経および食道組織への安全性、および結果として生じる治療効果の心臓自体への質的な安全性が含まれる。
投与量例とその結果の効果を表３にまとめている。
Figure 2023509387000007
図１８は、肺静脈隔離のために位置決めされている治療カテーテル１０２の概略図を提供する。特に、図１８は、心臓組織ＣＴ、次いでその周囲の身体組織ＢＴによって囲まれた肺静脈ＰＶの管腔Ｌの断面を例示している。この図では、内腔Ｌの直径は２５ｍｍで、心臓組織ＣＴの厚さは４ｍｍである。遠位端に送達電極１２２を有する治療カテーテル１０２が示されており、送達電極１２２は、管腔Ｌを介して心臓組織ＣＴに接触するように例示されている。この実施形態では、電極１２２は、エネルギーを単極方式で送達し、エネルギーは、電極１２２から身体組織ＢＴの表面（例えば皮膚）およびその上に位置決めされている戻り電極（図示せず）に向かって外向きに流れる。この電界は、エネルギー送達アルゴリズム１５２に応じて様々な深さの治療領域Ａを作り出す。この例では、４ｍｍの厚さを貫通する治療領域Ａが達成される。典型的には、エネルギーが増加するにつれて、治療領域Ａのサイズも同様に増加することが理解され得る。エネルギーと治療領域の深さの関連の例は、図１９のグラフ（傾斜線）に例示されており、約１．５ジュールのエネルギー出力で４ｍｍの病変を達成することができる。これは、以下に示すように、図１８に例示されている焦点カテーテルおよびエネルギー波形を生成するアルゴリズム１５２を使用することで達成される。５ｍｍ、６ｍｍ、７ｍｍ、８ｍｍ、９ｍｍ、１０ｍｍおよび１０ｍｍを超えるなど、４ｍｍを超える病変の深さは、本明細書で提供されるデバイスおよび方法で達成され得ることが理解され得る。図１９はまた、ｘ軸を横切る平坦な線であるエネルギーと熱効果との間の関連を示している。このように、送達されるエネルギーは非熱的である。前述のように、送達電極１２２を介して送達される治療エネルギーは、一般に、細胞外マトリックス間の組織レベルの構造タンパク質などの重要な解剖学的構造をほとんどまたはまったく破壊せずに標的組織の除去を可能にする高電圧パルスによって特徴付けられる。これにより、狭窄や血栓形成などの危険な付随的影響を防ぐことができる。
本明細書で提供されるデバイスおよびエネルギー波形の特定の特性は、エネルギー使用量の相関に対する優れた病変深度を提供する。したがって、本明細書に記載のデバイスおよびシステムは、既知のＰＥＦエネルギーを使用する他の既知のＰＥＦデバイスよりも少ないエネルギーを使用して、より深い病変を提供することができる。エネルギーが少ないと、熱効果が低くなり、発生器への需要が減る。いくつかの実施形態では、これは、電流分布の性質の結果である。エネルギーを単極方式で送達することにより、エネルギーが双極方式で送達されている場合よりも、エネルギーが心臓組織ＣＴに深く浸透することができる。単極方式では、電流は組織内を直接通過して遠隔戻り電極に向かい、心筋の奥深くまで延びる。これは、エネルギーが組織内に浅く移動して、戻り電極を有するエンドエフェクタに戻るだけである双極対の電極とは対照的である。したがって、エネルギーは、それほど深くに伝わらない。電流は、組織を横切って向けられる、抵抗が最小の経路を辿るが、組織を深く通過する電流は多くない。したがって、双極電極の配置では、標的組織のより深い治療深度に到達するために、はるかに強力な治療プロトコルが必要である。この特性は、標的深度がさらに大きくなるにつれてより顕著になる（つまり、２ｍｍから４ｍｍに達するには、約４倍のエネルギーが必要になる場合があるが、この設計では、治療深度を２ｍｍから６ｍｍに拡張すると、約１６倍のエネルギーが必要になる場合がある。
電極の構成に応じて、一部の双極設計では、同じ病変の深さを達成するために最大１００ジュールが必要であり、通常、過度の加熱などの様々な負の副作用が伴う。
単極ＰＥＦエネルギーは双極ＰＥＦまたはＲＦよりも組織に深く浸透することができるが、近くの重要な構造は、ＰＥＦエネルギーの性質および心臓血管の解剖学における異なる組織面の存在による損傷から保護されていることが理解され得る。特に、心臓を取り巻く心嚢水と心膜は、エネルギーを放散し、食道、横隔神経、冠状動脈、肺、気管支などの心臓外構造を損傷から保護する働きをする。これは、熱傷によって病変を作り出すエネルギーを送達する場合には当てはまらない。これらの場合、標的とされている心筋組織を越えて伝導性の熱エネルギーが伝播すると、標的とされていない心臓外構造に熱損傷をもたらす可能性がある。図２０または２１は、カテーテル１０２の送達電極１２２から放出されるＰＥＦエネルギーの電流分布を、様々な条件下で数学的モデリングによって例示する（図１３で例図するように）。ここで、送達電極１２２は、心膜ＰＣの近くの心臓内に位置決めされ、それを超えると食道Ｅのようになる。図２０は、すべての組織が均質であるとみなされる場合の電流密度分布を示している。したがって、エネルギー線は、妨害されずに送達電極１２２から周囲の組織に直接放射していることが示されている。しかしながら、図２１は、異なる解剖学的構造の組織タイプの違いを考慮に入れて、組織が不均一であるときの電流密度分布を示している。例示されているように、エネルギー線は、心膜ＰＣに向けて示され、そこで心膜ＰＣに沿って散逸する。その結果、心膜ＰＣを超えて到達するエネルギーは劇的に減少し、食道Ｅを含む周囲の組織にとって重要ではない。図２２は、均質組織対非均質組織における電流密度対浸透深度のグラフを提供している。第１の曲線Ｈは均質な組織に対応し、組織の深さが増すにつれて電流密度が減少し、連続的な漸近曲線に従う。第２の曲線ＮＨは、図２１で提供されるモデリングのように、不均一な組織に対応し、組織タイプの変化に応じて様々な深さで変化する電流密度を例示している。
本明細書に記載の治療カテーテル１０２を使用して、様々な異なるタイプの病変を作り出すことができることを理解されたい。前述のように、肺静脈の外口周辺などの病変リングは、焦点カテーテルまたはワンショットカテーテルのいずれかを使用して作成できる。さらに、焦点カテーテルを使用して、他の多くのタイプの病変、特に心臓組織の様々な表面に沿った線を作り出すことができる。一実施形態では、右心房における典型的な心房粗動の治療のために、大静脈三尖筋のラインが作成される。別の実施形態では、心房細動、特に持続性心房細動の患者のために、左心房の後壁に沿ったボックス病変のためにルーフラインおよび／またはフロアラインが作成される。別の実施形態では、僧帽弁峡部ラインが、非定型心房粗動のために左心房の前壁または側壁に沿って作成される。さらに別の実施形態では、心室ラインが、典型的には虚血性心疾患に起因する心室性頻脈を有する患者において、リエントラント心室性不整脈の開始または維持に重要な２つの興奮しない境界を接続するように作成される。
接触および接触力
いくつかの実施形態では、接触および接触力を評価して、係合を評価し、電極と組織との接触が均一であることを確認する。このような評価は、心房細動の治療など、心臓組織の治療に利用される既知のＰＥＦデバイスおよびシステムでは提供されない。ＰＥＦエネルギー送達は、接触ではなく、単に電極が標的組織に近接することに依存すると主張されてきた。組織に対するＰＥＦエネルギーの影響は近接依存性であるが、電極から延びる電界の結果であるため、接触依存性ではないと考えられている。影響は、送達される電圧と電圧が印加される距離の結果と考えられている。このように、組織内の任意の場所での効果は、電界強度に依存する。
ただし、これらの既知のＰＥＦデバイスおよびシステムは、電極の周囲に電界を生成する双極エネルギー送達に依存している。対照的に、本明細書に記載のデバイス、システム、および方法は、主に単極で使用され、これにより、電界を組織内に遠隔戻り電極に向けて駆動する。接触がないと、周囲の血流が発散してエネルギーの流れが乱れ、組織への浸透が減少する。したがって、改善された係合は、組織へのＰＥＦエネルギーの送達を増加させる。同様に、均一な係合はそのような送達を最適化する。
図２３Ａおよび２３Ｂは、病変サイズ、特に病変の幅および深さに対する接触力の影響を示している。１）低接触力８００（５～１５ｇ）、２）中接触力８０２（１５～３０ｇ）、および３）高接触力８０４（３０～５０ｇ）という、３つのレベルの接触力が評価された。接触力の増加は、病変サイズの幅と深さの両方に有益な効果をもたらす。図２３Ａに示されるように、本明細書に記載の２８アンペアのＰＥＦエネルギーが、単極構成で１．４ミリ秒間心室組織に提供され、その結果、病変の深さは約４ｍｍ～８ｍｍであった。病変の深さは接触力と相関しており、接触力の増加は病変の深さの増加をもたらした。図２３Ｂに示されるように、本明細書に記載される３５アンペアのＰＥＦエネルギーが、１．６ミリ秒の間単極構成で心室組織に提供され、その結果、約４ｍｍ～８ｍｍの同様の病変深度がもたらされた。この場合も、病変の深さは接触力と相関しており、接触力の増加は病変の深さの増加をもたらした。
いくつかの実施形態では、本明細書に記載の治療カテーテルは、接触および／または接触力を測定するためのメカニズムを含む。いくつかの実施形態では、接触は、インピーダンスセンサ、特にカテーテル１０２の先端と心臓組織との間のインピーダンスを使用して感知される。インピーダンスは、抵抗とリアクタンスから導出された複素数として表される。いくつかの実施形態では、インピーダンスは、焦点カテーテル上の電極間、カテーテル上の電極と、身体または心臓内の他の場所に離れて配置されている別個の遠隔電極との間、カテーテル上の電極と、身体または心臓内の他の場所から離れた場所にある複数の別個の電極との間のインピーダンス特性を感知することによって、または、カテーテルの先端または電極の接触の存在を決定することが望まれる電極のシャフトに沿って配置されている専用のインピーダンスセンサとの同様の組み合わせによって、測定されることが望まれる。
他の実施形態では、接触力が感知される。これは、図２５に例示する接触力センサ８１５として一般化されたいくつかのメカニズムによって達成することができる。いくつかの実施形態では、接触力は、ファイバブラッググレーティング（ＦＢＧ）で反射された光の特定の波長の変化を検出することによって測定される。いくつかの実施形態では、接触力センサ８１５は、カテーテル１０２の遠位端の近くに取り付けられた少なくとも１つの光ファイバを備えた光学センサを含み、カテーテルの遠位端は変形可能である。光は少なくとも１本の光ファイバを介して提供され、特定の波長の光のみがＦＢＧによって反射される。先端に接触力がかかると、先端がセンサ本体を変形させ、少なくとも１本の光ファイバを圧縮または伸長させると、Ｒ屈折率パターンの周期的な周期が変化する。このサイクルの変化により、加えられた力に比例して反射光の波長がシフトする。したがって、力の方向と大きさが感知される。いくつかの実施形態では、接触力の軸方向および横方向の成分ベクトルの合計値および大きさがユーザに提供される。他の実施形態では、接触力は、ばねの圧縮または伸長によって測定される。そのような実施形態では、接触力センサ８１５は、カテーテル１０２の遠位端に取り付けられた小さなばねを備える。ばねの圧縮および／または伸長の程度は、ばねの基部に配置されている少なくとも１つの受信センサによって特定の時間間隔で検出される。次に、測定された接触力の値がユーザに提供される。いくつかの実施形態では、リアルタイム値（例えば方向、力など）は、グラフ形式または任意の好適な形式で提供される。
温度感知と制御
本明細書に記載の組織改変システム１００は、本明細書に記載の一連のＰＥＦバッチまたはバンドルを、数秒などの期間にわたって送達する。このエネルギー沈着の蓄積は、エネルギー沈着の副産物であるため、すべてのＰＥＦ療法に固有の少量のジュール熱をもたらす。急性、亜急性、中期、および長期の組織学的データはすべて、本明細書に記載のシステム、デバイス、および方法を使用した組織への熱損傷の実質的な兆候がないことを示しているが、本明細書に記載のＰＥＦエネルギーの送達に起因する温度変化は特に評価された。この評価は、ハンドヘルドデジタルマルチメータ（Ｋｌｅｉｎ Ｔｏｏｌｓ，ＭＭ７００）を使用して、カテーテル電極の遠位電極先端に埋め込まれた熱電対からの出力を監視することによって実行された。マルチメータの読み取り値のビデオ録画を使用して、送達中のカテーテル電極の温度変化の変化を追跡した。６．６ｍｍの治療深度を達成するように設計された治療投与量は、１１９ｂｐｍの患者心拍数を表すケイデンスで左心房に送達された。結果として得られるカテーテル電極の熱プロファイルは、図２４に提供される。ここでは、高投与量の状況でも、温度が４５℃を超えることはないことがわかり、細胞外タンパク質変性の急速な開始の閾値をはるかに下回っている（６５℃）。温度も、ピーク温度に達した後、約５秒によってベースラインの１℃以内に戻ることに留意されたい。したがって、心臓組織に熱損傷（細胞外タンパク質変性）が発生せず、治療に起因する有害事象や肺静脈狭窄などの解剖学的欠損の可能性が減少することは明らかである。これはまた、下にある組織へのエネルギー送達を妨げる表面チャーまたは熱損傷の生成を排除し、経壁病変を生成する能力を低下させる。
しかしながら、いくつかの実施形態では、システム１００は、様々な目的のための温度感知および／または制御手段を含むことが理解され得る。いくつかの実施形態では、温度は、温度が３０～６５℃、３０～６０℃、３０～５５℃、３０～５０℃、３０～４５℃、３０～３５℃の範囲にとどまるように感知および制御される。したがって、組織の温度が熱アブレーションの閾値を下回ったままであるため、病変は熱傷によって作り出されない。いくつかの実施形態では、温度センサは、治療中に電極および／または組織温度を測定して、組織に蓄積されているエネルギーが臨床的に有意な組織加熱を引き起こさないことを確実にするために使用される。例えば、温度センサは、組織および／または電極の温度を監視することができ、事前定義されている閾値温度（例えば６５℃）を超えると、発生器は、アルゴリズムを変更して、エネルギー送達を自動的に停止するか、温度を事前に設定されている閾値未満に下げるようにアルゴリズムを修正することができる。例えば、いくつかの実施形態では、温度が６５℃を超える場合、発生器はパルス幅を減少させるか、またはパルスおよび／またはパケット間の時間を増加させ（例えば１つおきの心拍、３つおきの心拍などによってエネルギーを送達）することによって温度を下げる。これは、事前定義されている段階的なアプローチで、パラメータのパーセンテージとして、または他の方法で発生することができる。温度センサは、電極上（図２５に例示されているように）に位置決めされ、電極に隣接して、またはカテーテル１０２の遠位部分に沿った任意の好適な位置に位置決めされることが理解され得る。代替的に、または追加として、センサは、１つ以上の別個の機器に位置決めされ得る。
他の実施形態では、病変形成を評価するために温度が感知される。これは、異なる厚さの標的組織領域を有する解剖学的構造において病変を生成する場合に特に有用である可能性がある。温度の急激な上昇は、病変が組織の深さまで浸透し、完成に近づいていることを示している。このような温度変化を感知することは、より厚い組織または未知の深さの組織に病変を生成する場合に特に有用である可能性がある。
いくつかの実施形態では、治療カテーテル１０２は、送達電極１２２または周囲の組織の温度を制御するのを助けるための灌注を含む。場合によっては、灌注は送達電極１２２を冷却し、潜在的な熱媒介損傷を増加させることなく、時間当たりにより多くのＰＥＦ送達を可能にする。場合によっては、灌注はまた、カテーテル１０２の先端近くの凝固を低減または防止する。灌注は、１つ以上のセンサ、特に１つ以上の温度センサからの情報に基づいて、活性化、増加、減少、または停止され得ることが理解され得る。
そのような冷却は、カテーテル１０２の遠位端に沿った１つ以上の灌注ポートを通って出るカテーテル１０２の管腔を通して、等張食塩液などの流体を送達することによって達成される。流体は、冷却された流体、室温の流体、または温められた流体であり得る。流体の流れは、重力駆動ドリップ、蠕動ポンプ、遠心ポンプなどを含む様々なメカニズムによって駆動することができる。いくつかの実施形態では、灌注は、１ｍｌ／分、２ｍｌ／分、３ｍｌ／分、４ｍｌ／分、５ｍｌ以上／分、を含む０．１～１０ｍｌ／分の流量を有する。いくつかの実施形態では、流量は、電気的または機械的な流れ感知メカニズムによって感知される。いくつかの実施形態では、流体の温度が測定され、他の実施形態では、流体の温度は、測定された温度に基づいて、治療カテーテル１０２にポンプで送られるときに、加温または冷却などに変更される。いくつかの実施形態では、流体の流量は、治療される組織の測定された温度に基づいて決定される。
いくつかの実施形態では、ポンプは、発生器１０８と電気的に通信しており、流体流量は、治療カテーテル１０２へのエネルギー送達の状態に基づいて、発生器１０８によって変更される。例えば、いくつかの実施形態では、流体の流量は、エネルギー送達中に増加する。同様に、いくつかの実施形態では、流体流量は、エネルギー送達の前の所定の時間まで、および／またはエネルギー送達中の所定の時間に増加する。代替的に、または追加的に、流体の流れは、ユーザによって要求に応じて制御され得る。ポンプは、エネルギー送達アルゴリズム１５２の様々な態様に基づいて異なる速度で動作するように発生器１０８と通信することができることが理解され得る。いくつかの実施形態では、流量の感知および発生器１０８との通信は、灌注が実行されていない場合のエネルギー送達を防ぐために使用される。他の実施形態では、エネルギー送達アルゴリズム１５２の選択は、次に、エネルギー送達アルゴリズム１５２に適切な流体流量を選択する。
いくつかの実施形態では、少なくとも１つの灌注ポートが電極に沿って配置され、および／または任意選択で、少なくとも１つの灌注ポートがシャフト１２０に沿って配置される。いくつかの実施形態では、図２５に示されるように、治療カテーテル１０２は、円筒形の「固体先端」の形態を有する送達電極１２２を備える。いくつかの実施形態では、１つ以上の灌注ポート８２２は、円筒形電極先端の遠位面に沿って位置されている。これにより、カテーテル１０２の遠位先端から直接流体を送達することが可能になる。いくつかの実施形態では、１つ以上の灌注ポート８２２’は、円筒形状送達電極１２２の側面に沿って位置されている。いくつかの実施形態では、１つ以上の灌注ポート８２２”は、シャフト１２０と送達電極１２２との間の遷移に沿ってなど、円筒形状送達電極１２２のエッジに沿って位置される。これにより、流体はシャフト１０２を通って流れ、次に送達電極１２２の外部を流れることができる。灌注ポート８２２は、シャフト１２０に沿って近位にあることを含む、複数の場所に配置され得ることが理解され得る。
いくつかの実施形態では、灌注はまた、マクロバブルおよびマイクロバブル形成の影響を軽減する。ガス塞栓形成は、特に送達電極１２２での小さな「マイクロバブル」の生成の可能性のために、多くのＰＥＦ療法で懸念されている。研究によると、冠状動脈内のわずか０．１ｍＬの空気が心筋障害を引き起こす可能性があることがわかっている。小さいバブルはより容易に血流に溶解して戻り、大きいバブルは塞栓形成の可能性が高く、潜在的に虚血性イベントにつながると考えられている。通常、マイクロバブルは電極の表面に形成され、より多くのエネルギーが送達されるにつれてサイズが大きくなる。マイクロバブルが十分に大きくなると、バブルは電極から外れて浮き上がる。電極での洗浄は、バブルが小さいときにバブルを取り除く溶液の流れを作り出し、したがって、冠状動脈に到達する前により容易に溶解することができる。したがって、流体が送達電極１２２の外部上を流れることを可能にする灌注ポート８２２は、特に、マイクロバブル形成の低減を支援する。
インターフェースコネクタ
従来の電気解剖学的マッピング（ＥＡＭ）システムは、リアルタイムの３次元解剖学的情報を提供するためによく使用され、放射線被曝や透視室の欠点なしに従来のカテーテルアブレーションをガイドする。ＥＡＭシステムは、通常、磁気ベースまたはインピーダンスベースのマッピングアルゴリズム、あるいはその両方の組み合わせを使用して、モデルとマップを視覚化および生成する（例えばＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ／Ｊｏｈｎｓｏｎ＆ＪｏｈｎｓｏｎによるＣＡＲＴＯ（登録商標）システム、Ｓｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ／ＡｂｂｏｔｔによるＥｎＳｉｔｅ（商標）システム）。これらのシステムを使用して、電気生理学者は、心臓の様々な領域にマッピングカテーテルを位置決めすることにより、心臓の解剖学的構造と電気的活動のリアルタイム３Ｄ表現を作り出す。医師がカテーテルをスイープモーションで動かすと、システムはカテーテルの位置を追跡する。処置では、患者が横たわっているテーブルには、カテーテル内の磁気センサを介してカテーテルの動きを追跡する磁界を生成する磁気フレームがある。さらに、患者の皮膚のパッチは、システムがカテーテルの電極のインピーダンス変化を追跡できるようにする電流を放出する。別のＥＡＭシステムである、ＫＯＤＥＸ－ＥＰＤシステム（Ｐｈｉｌｉｐｓ）が導入され、これには、真の解剖学的構造を提供するリアルタイムＨＤイメージングを示し、電圧および活性化マップを作り出す心臓イメージングへの新しいアプローチが含まれる。
電気解剖学的マッピングシステムは、他のソースからの画像やデータを表示できるため、マルチモダリティマッピングまたは画像統合システムと呼ばれることもある。例えば、処置の数日または数週間前に撮影された患者のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）または磁気共鳴画像（ＭＲＩ）スキャンは、少なくともＥｎＳｉｔｅ（商標）またはＣＡＲＴＯ（登録商標）にロードされ得、心臓のリアルタイム３Ｄモデルと照合される。これは、システムの画像統合ツールを使用して、３ＤモデルとＣＴ／ＭＲＩスキャンの間で固有の心臓構造を識別および照合することによって実現される。２つの画像のいくつかの共通領域が識別された後、システムは３Ｄモデルを、１つの３Ｄモデルの中にＣＴ／ＭＲＩスキャンして併合／融合する。通常、このプロセスを完了するには約１５分かかるが、解剖学的構造の位置はわずか１週間以内に変更される可能性があるため、処置前のスキャンが心臓のリアルタイムビューと簡単に対応しない場合は、さらに時間がかかる可能性がある。
電気解剖学的マッピングシステムはまた、心臓内の電気的活動に関するリアルタイムデータを提供するので、電気生理学者は伝導ブロックが達成されたことを確認できる。場合によっては、システムは、処置中に患者を監視するために、心房圧および心容積などの他のリアルタイム情報を提供することができる。
したがって、電気解剖学的マッピングシステムは、少なくとも３つの重要な機能、すなわち（ａ）三次元空間における電気生理学的カテーテルの非蛍光的局在化、（ｂ）ローカルまたは計算されたエレクトログラムから計算された活性化シーケンスの分析と３Ｄ表示、および（ｃ）この「電気解剖学的」情報と、コンピュータ断層撮影法や磁気共鳴画像などの心臓の非侵襲的画像を、統合する。
いくつかの実施形態では、パルス場エネルギーが治療エネルギーとして利用される電気生理学（ＥＰ）処置の間、治療カテーテルの電極は、複数の目的のために使用される。例えば、いくつかの実施形態では、ＰＥＦエネルギーの送達に加えて、電極は、低電圧心臓内エレクトログラムを測定するため、および／または電気解剖学的マッピングシステムのインピーダンスを測定するために使用される。これを行うために、心臓治療カテーテルの電極は、パルス電界発生器、およびいくつかのＥＰ機器（例えばＥＰ記録システム、ＣＡＲＴＯ（登録商標）、ＥｎＳｉｔｅ（商標）またはＫＯＤＥＸ－ＥＰＤなどの電気解剖学的マッピングシステム）に同時に接続される。これらのシステムが同じ導電体を共有している場合、様々な機器の信号が互いに干渉する可能性がある。
接点に接続されている様々な機器間の干渉を最小限に抑えるインターフェースコネクタが提供される（例えば心臓治療用カテーテルの電極、センサなど）。インターフェースコネクタは、スイッチングシステムを含み、このためＥＰ信号増幅器（例えばＥＰ記録システムおよびＣＡＲＴＯ（登録商標）、Ｅｎｓｉｔｅ（商標）、ＫＯＤＥＸ－ＥＰＤなどの電気解剖学的マッピングシステム）は、ＰＥＦエネルギーがカテーテルを介して送達されているときに分離される。いくつかの実施形態では、そのような分離は、高電圧リレーを使用して達成される。ＰＥＦエネルギーがカテーテルを介して送達されていない場合、ＰＥＦ発生器は、高電圧リレーを使用するなどして、ＥＰ信号増幅器から同様に分離される。
図２６は、インターフェースコネクタ１０が組織改変システム１００の実施形態とともに利用されるセットアップ例を示している。この実施形態では、組織改変システムは、特殊なカテーテル１０２（しかしながら、ＰＥＦエネルギーを送達する従来のカテーテル１０１を代わりに使用することができる）、高電圧二相波形発生器１０８、および少なくとも１つの別個のエネルギー送達アルゴリズム１５２を含む。ＥＣＧを取得するために患者Ｐに適用される外部電極１７２に接続されている外部心臓モニタ１１０などの追加の付属品および機器を利用することができることが理解され得る。この実施形態では、治療カテーテル１０２は単極であるように設計され、カテーテル１０２の遠位端は、少なくとも１つの送達電極を有し、戻り電極１０６は、身体の外側の皮膚、典型的には大腿部、腰部または背中に位置決めされる。この実施形態では、心臓は、セルディンガー法などの好適なアクセス処置によって、右大腿静脈ＦＶを介してアクセスされる。典型的には、導入シース１１２は、治療カテーテル１０２を含む様々なカテーテルおよび／またはツールを前進させることができる導管として機能する大腿静脈ＦＶに挿入される。図２６に示されるように、カテーテル１０２の遠位端は、肺静脈への入口にアクセスするように、下大静脈を通って、右心房を通って、経中隔穿刺を通って、そして左心房に進められる。この実施形態では、カテーテル１０２は、特定の心臓リズムの間の心筋電位の時間的および空間的分布を識別するプロセスを指す心臓マッピングを実行するために使用される。不整脈中の心臓マッピングは、心臓リズムのメカニズムの解明、関心領域内での開始から完了までの活性化の伝播の説明、および治療の標的として機能する起点部位または重要な伝導部位の特定を目的としている。所望の治療位置が特定されると、カテーテル１０２は、治療エネルギーを送達するために利用される。
いくつかの実施形態では、治療カテーテル１０２の近位端は、インターフェースコネクタ１０と電気的に接続されている。図２６に例示されている実施形態では、インターフェースコネクタ１０は、波形発生器１０８と、電気解剖学的マッピング処置を提供する能力を有するものなどの別個の外部デバイス１２と電気的に接続されている（例えばＣＡＲＴＯ（登録商標）システム、Ｅｎｓｉｔｅ（商標）システム、ＫＯＤＥＸ－ＥＰＤシステムなど）。さらに、この実施形態に示されるように、発生器１０８は、外部心臓モニタ１１０に接続されて、患者Ｐから感知されている心臓信号とのエネルギーの協調的送達を可能にする。
場合によっては、インターフェースコネクタ１０は、ケーブルを使用して、電気解剖学的マッピングシステムの患者インターフェースユニットなどの電気解剖学的マッピングシステムに直接接続されることが理解され得る。しかしながら、他の実施形態では、インターフェースコネクタ１０は、ピンボックス、ブレイクアウトボックス、入出力ボックス、ジャンクションボックス、または電気解剖学的マッピングシステムに、専用ケーブルによって、接続される他のアクセサリに接続されることも理解され得る。専用ケーブルは、マルチケーブルラインをピンボックスのレセプタクルに挿入可能な個々の構成要素コネクタまたはチップピンに広げる。これにより、各電極に個別にアクセスできる。次に、ピンボックスが電気解剖学的マッピングシステムに接続される。インターフェースコネクタ１０は、別個のピンボックスを排除するためにピンボックスの特徴を含み得ることも理解され得る。したがって、インターフェースコネクタ１０は、チップピンおよび関連する電子機器を受容するためのレセプタクルを含み得る。
図２７または２８は、スイッチングシステム１３を有するインターフェースコネクタ１０の実施形態を例示している。示されるように、カテーテル１０２の近位端は、インターフェースコネクタ１０に沿って第１のポート２０と電気的に接続されている。カテーテル１０２は、カテーテルの遠位先端の近くに少なくとも１つの電極（例えば送達電極１２２および任意選択で１つ以上の追加の電極１２５）を含む。インターフェースコネクタ１０は、別個の外部デバイス１２（電気解剖学的マッピングシステムのＥＰ信号増幅器など）への電気的接続のための第２のポート２２と、発生器１０８への電気的接続のための第３のポート２４とを含む。スイッチングシステム１３は、導体線またはトレースの経路３０および分岐経路３２を備える。第１のポート２０は、導体線またはトレースの経路３０によって第２のポート２２に接続されている。導体線またはトレースの分岐経路３２は、電気配線３０の経路から分岐し、第３のポート２４に接続する。各経路３０、３２は、少なくとも１つのスイッチ３６、３８を含み、スイッチ３６、３８を開くことは、それを通る信号の通過を防ぎ、スイッチ３６、３８を閉じることは、それを通ることを可能にする。したがって、ポート２０、２２、２４間の信号の通過は、選択的にスイッチ３６、３８を開閉することによって制御することができる。例えば、図２７は、パス３０内のスイッチ３６が閉じていることを示しており、これにより、電極１２２、１２５からの入力信号（例えば、ＥＰマッピング信号または心臓内エレクトログラム信号など）がカテーテル１０２を別個の外部デバイス１２に接続し、経路３２内のスイッチ３８は、発生器１０８から電極１２２、１２５への電気信号の通過を防ぐために開いている。図２８は、経路３２内のスイッチ３８が閉鎖され、それにより、発生器１０８（ポート２４に接続されている）からの治療エネルギーが電極１２２、１２５に送達され、一方、経路３０内のスイッチ３６は、電気信号が別個の外部デバイス１２（ポート２２に接続されている）への通過を防ぐために開いているのを例示している。 特定の実施形態では、スイッチ３６、３８の各々は、それぞれの高電圧リレーを使用して実装される。
図２７または２８において、カテーテル１０２は、４つの電極１２２、１２５を有するものとして示されているが、代替的に、４つより多いまたは少ない電極を有することができる。ここで、ポート２０、２３、および２４のそれぞれは、電極１２２、１２５のそれぞれに対応する別個の電気端子を含み、各端子は、電極１２２、１２５の１つと、経路３０、３２の各々内の導電線またはトレースの１つとの間の電気接続を提供する。同様に、経路３０、３２のそれぞれは、別個の導電線またはトレース、および電極１２２、１２５のそれぞれに対応する別個のスイッチ３６、３８を含む。経路３０内のすべてのスイッチ３６は、同時に開閉することができる。代替的に、経路３０内の１つ以上のスイッチ３６は、開くことができるが、スイッチ３６の他の１つ以上が閉じられ、電極１２２、１２５のうちの特定の１つだけが、入力信号の感知に使用される。同様に、経路３３内のすべてのスイッチ３８は、同時に開閉することができる。代替的に、経路３２内の１つ以上のスイッチ３８は、開くことができるが、スイッチ３８の他の１つ以上が閉じられ、電極１２２、１２５のうちの特定の１つだけが、治療エネルギーを送達するために使用される。
図２８のように、ＰＥＦエネルギー送達中に第２のポート２２（例えば、ＥＰ信号増幅器に電気的に接続される）が切り替わると、電気生理学者は、カテーテル１０２の位置を視覚化し、心臓内エレクトログラム信号を見ることができない。したがって、通常、エネルギーの一部が送達される（例えば、「パケット」として）短時間の間、第２のポート２２をスイッチアウトする（例えば、ＥＰ信号増幅器に電気的に接続する）ことが望ましい。
治療エネルギー送達は、カテーテル１０２のボタンまたは発生器１０８に動作可能に接続されているフットスイッチを使用するなど、様々なメカニズムによって作動させることができる。そのような作動は、通常、単一のエネルギー線量を提供する。エネルギー投与量は、送達されるパケットの数とパケットの電圧によって少なくとも部分的に定義され得る。エネルギー投与量は、各パケット内のパルス数および各パケット内の各パルスのパルス幅によって定義することもできるが、これに限定されない。いくつかの実施形態では、そのような治療エネルギー送達は、心臓モニタ１１０からのＲ波トリガを使用してパケットの送達を同期させることによってなど、患者Ｐの心拍と同期される。いくつかの実施形態では、経路３０、３２、またはリレーの切り替えは、図２９に例示されるように、発生器フットスイッチ信号の「ＡＮＤ」論理および心臓モニタのＲ波トリガ信号に基づいて制御される。フットスイッチとＲ波トリガ信号の両方が有効になっている場合にのみ、ＰＥＦエネルギーを送達するように構成されている高電圧リレーとＥＰ信号増幅器が分離されることができる。特定の実施形態では、Ｒ波トリガ信号は、感知されている心臓内エレクトログラム内のＲ波の各検出に続くプログラム可能な遅延で有効にされる。フットスイッチおよびＲ波トリガの他のすべての論理状態では、高電圧リレーはエネルギーを送達しないように構成され、発生器１０８は、リレーとして実装されるスイッチ３８を開くことによって、すべてのマッピング信号および心臓内エレクトログラムから隔離される。
いくつかの実施形態では、スイッチングシステム１３は、意図された機能を達成するために、スイッチではなく信号フィルタリングを利用する。これは通常、様々な信号の周波数範囲に依存する。例えば、図３０は、カテーテル１０２とＥＰ信号増幅器との間の信号の周波数がＰＥＦ出力よりも低い場合に好適なコネクタ１０の実施形態を例示している。この実施形態では、ＥＰ信号増幅器への信号線は、高周波ＰＥＦエネルギーを排除するためにローパスフィルタ４０を含む。同様に、カテーテル１０２と発生器１０８との間の信号線は、電気解剖学的マッピングシステムおよびＥＰ記録システムによって使用されるすべての低周波数信号を排除するためのハイパスフィルタ４２を含む。
場合によっては、カテーテル１０２は、接触力を監視するためなど、別個の外部デバイス１２と通信している間、ＰＥＦエネルギーを送達するために、発生器１０８と通信していることが望ましい。カテーテル１０２がこの状況に合わせて構成されていない場合、カテーテル１０２の一部（例えば１つ以上の電極、内部配線など）が過熱したり、故障したりする可能性がある。これは、様々な設計機能によって緩和でき得る。いくつかの実施形態では、インターフェースコネクタ１０は、ＰＥＦエネルギー送達と協調して信号の通過を制御するように適合されている。例えば、いくつかの実施形態では、カテーテル１０２は、いくつか例を挙げると、インピーダンス感知、ＥＣＧ感知、接触力感知、および磁力のために使用される。そのような実施形態では、いくつかの特徴は、有害な影響なしに同時に使用され得る。場合によっては、インピーダンス感知およびＥＣＧ感知は、ＰＥＦ送達との干渉または悪影響を制限するか、まったく使用せずに利用でき得る。したがって、いくつかの実施形態では、特定の信号は、ＰＥＦエネルギーの送達中に通過することが許され得る。これは、適切なスイッチ３６、３８を操作することによって達成することができる。この例では、インピーダンス感知とＥＣＧ感知に関連する導電線またはトレースの経路に沿ったスイッチ３６、３８が両方とも開いている。いくつかの実施形態では、特定の信号は、接触力感知および磁力に関連する信号など、ＰＥＦ送達との干渉または有害な影響を引き起こす可能性が高い。そのような実施形態では、これらの信号は、ＰＥＦエネルギーの送達中に遮断され得る。これは、適切なスイッチ３６、３８を操作することによっても達成することができる。この例では、接触力感知および／または磁力に関連する導電線またはトレースに沿った経路３０内のスイッチ３６の１つ以上は、ＰＥＦエネルギー送達中に閉じられ、そうでなければ開く。同様に、これらの導電線またはトレースに沿った経路３２内の１つ以上のスイッチ３８は、ＰＥＦエネルギー送達中に開いており、そうでない場合は閉じている。スイッチ３６、３８の操作または代替設計のいずれかによって、いつでも機能の任意の組み合わせが許可またはブロックされ得ることが理解され得る。ＰＥＦ送達の性質のために、電気解剖学的マッピングシステムへのアクセスのそのような遮断は、それがユーザに気付かれない可能性があるほど短時間である可能性があることも理解され得る。例えば、接触力の感知および／または画像化は、これらの遮断期間と同時にユーザには連続的に見える場合がある。他の実施形態では、１つ以上の信号を操作して、カテーテル１０２が発生器１０８および別個の外部デバイス１２と同時に電気的に通信できるようにすることができることを理解されたい。
代替的に、図３１に示されるように、エネルギーの送達または心臓マッピングに関係のない信号は、経路３０、３２とは別個の経路に沿って伝わる可能性がある。例えば、接触および／または接触力感知に関連する信号は、発生器１０８と外部デバイス１２との間の切り替えに関与する経路３０、３２から分離されている導電線またはトレース５０の経路に沿って伝わることができる。ここで、接触および／または接触力感知トレース５０は、ポート２０からポート２３まで延在し、ポート２３は、次に、接触および／または接触力の測定に関連する構成要素を有するモジュール５４と接続する。これにより、接触および／または接触力の感知に関連するアクティビティが、エネルギーの送達、マッピングなどから分離される。同様に、温度感知に関連する信号は、発生器１０８と外部デバイス１２との間の切り替えに関係する経路３０、３２からも分離されている導電線またはトレース５２の経路に沿って伝わることができる。ここで、温度感知トレース５２は、ポート２０からポート２３まで延在し、ポート２３は、温度の測定に関連する構成要素を有するモジュール５４（または任意選択で別個のモジュール）に接続する。これにより、温度感知に関連する活動が、エネルギーの送達やマッピングなどから分離される。
いくつかの実施形態では、特に従来のアブレーションカテーテル１０１を利用する場合、構成要素ネットワーク１１１は、図３２または３３に示されるようなインターフェースコネクタ１０に含まれる。図３２は、構成要素ネットワーク１１１の追加の図３１と同様のインターフェースコネクタ１０の実施形態を示している。ここで、構成要素ネットワーク１１１は、スイッチングシステム１３と、発生器１０８に接続するポート２４との間に配設される。この設定は、マッピングおよび感知のためにカテーテル１０２を別個のデバイスに接続するときに使用することができる（例えば接触力感知、温度感知など）。したがって、スイッチングシステム１３は、ポート２０とポート２２との間に配設される。これは、外部デバイス１２がＥｎｓｉｔｅ（商標）電気解剖学的マッピングシステムを含み、モジュール５４が接触力および温度監視のための構成要素を提供するＴａｃｔｉｓｙｓ（商標）システムを含む場合に特に当てはまる可能性がある。同様に、図３３は、スイッチングシステム１３と発生器１０８に接続するポート２４との間に配設されている構成要素ネットワーク１１１を示している。しかしながら、この設定は、マッピングおよび感知を提供する単一のデバイスにカテーテル１０２を接続するときに使用することができる（例えば接触力感知、温度感知など）。この場合も、スイッチングシステム１３はポート２０とポート２２との間に配置されているが、接触および／または接触力感知トレース５０および温度感知トレース５２がポート２０からポート２２まで延在するように、ポート２３は省略されている。これは、外部デバイス１２が、接触力および温度監視のための構成要素を含むＣＡＲＴＯ（登録商標）電気解剖学的マッピングシステムを含む場合に特に当てはまる可能性がある。
図３４は、治療カテーテル（特殊なカテーテル１０２または従来のアブレーションカテーテル１０１のいずれか）、戻り電極１０６、フットスイッチ１６８、インターフェースコネクタ１０、波形発生器１０８、別個の外部デバイス１２（例えば電気解剖学的マッピング処置を提供する能力を有する）、外部心臓モニタ１１０、およびピンボックス１７１を含む他の様々な付属品を含む、患者（図示せず）とともに使用するための組織改変システム１００の実施形態を示す。図３５は、治療カテーテルが特定の従来のＲＦカテーテル１０１、Ｔａｃｔｉｃａｔｈ（商標）アブレーションカテーテルを含む、患者Ｐとともに使用するための組織改変システム１００の実施形態を例示している。この場合も、システム１００は、戻り電極１０６、フットスイッチ１６８、インターフェースコネクタ１０、波形発生器１０８、別個の外部デバイス１２（例えば電気解剖学的マッピング処置を提供する能力を有する）、外部心臓モニタ１１０、およびピンボックス１７１を含む他の様々な付属品を含む。加えて、システム１００は、接触力および温度取得のためのＴａｃｔｉｓｙｓ（商標）システムを含むモジュール５４を含む。
システム１００は、治療の送達および進行を監視しながら、リアルタイムで容易に明らかになる治療効果を生み出す。場合によっては、ＥＣＧ信号の強い減衰が、治療の送達後の治療カテーテルで明らかである。加えて、いくつかの実施形態では、電圧マッピングは、単一部位治療の前後に実行され、電圧マップの変化は、３Ｄマッピングシステムでの動作および治療部位が接続されて、電気伝導ブロックの連続的な病変を生成するとしての送達進行を追跡するためにそれらを使用する能力を確認することで明らかである。
代替治療カテーテルの設計
本明細書に記載のシステムおよびデバイスは、代替的に、様々な他のタイプおよびスタイルの治療カテーテル１０２とともに使用することができる。いくつかの実施形態では、治療カテーテル１０２は、局所療法を送達するように設計されており、他の実施形態では、治療カテーテル１０２は、「ワンショット」療法を送達するように設計されている。局所療法は、前に図４に例示したように、肺静脈の周りにポイントごとにエネルギーを繰り返し適用して円形状の治療ゾーンを作り出すなど、エネルギーを順番に送達する療法とみなされる。ワンショット療法は、エネルギーが送達電極を介して「ワンショット」で肺静脈への入口の全周に送達される療法とみなされるが、そのような送達は、必要に応じて繰り返されてもよい。これは、必要に応じて、「ショット」間の電極１２２の回転を任意選択で含み得る。
焦点療法
前述のように、焦点療法は、典型的には、図２Ａまたは２Ｂに示されるように、遠位面を有する円筒形状を有する送達電極１２２を使用して実行される。いくつかの実施形態では、送達電極１２２の遠位面は、３ｍｍの直径を有する。そのような実施形態では、治療カテーテル１０２が組織に対して垂直に位置決めされ、遠位面が組織に対して位置決めされる場合、表面接触面積は約７ｍｍ２である。ここで説明するようにＰＥＦエネルギーを送達する場合、以下のパラメータ値、３３００Ｖ／４００ｋＨｚ／４０サイクル／３０パケット、３３００Ｖ／４００ｋＨｚ／３０サイクル／１０パケット、２０００Ｖ／４００ｋＨｚ／４０サイクル／３０パケットでは、エネルギーの各パケットがエネルギーの１５ジュールを送達する。。このような場合、送達電極の電流密度は約２ｍｍ２である。
局所療法は、代替のカテーテル設計および方法を使用して送達され得ることが理解され得る。例えば、いくつかの実施形態では、治療カテーテル１０２は、すべて、あらゆる目的のために参照により本明細書に組み込まれている、２０１７年１２月２６日に提出された、仮特許出願第６２／６１０，４３０号、および２０１８年７月３日に提出された、米国仮特許出願第６２／６９３，６２２号の優先権を主張する「ＯＰＴＩＭＩＺＡＴＩＯＮ ＯＦ ＥＮＥＲＧＹ ＤＥＬＩＶＥＲＹ ＦＯＲ ＶＡＲＩＯＵＳ ＡＰＰＬＩＣＡＴＩＯＮＳ」と題された国際特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１８／０６７５０４号に従う、焦点治療を提供するように構成されている。
ワンショット療法
図３６は、「ワンショット」療法を送達するように構成されている治療カテーテル１０２の実施形態を例示している。ワンショット療法は、エネルギーが送達電極を介して肺静脈の入口の周囲などの治療領域全体に「ワンショット」で送達される療法と考えられるが、必要に応じてこのような送達を繰り返すことができる。これは、必要に応じて、「ショット」間の電極１２２の回転を任意選択で含み得る。
この実施形態では、カテーテル１０２は、その遠位端１２４の近くに送達電極１２２を有し、その近位端１２８の近くにハンドル１２６を有する細長いシャフト１２０を備える。ここで、送達電極１２２は、特に、伝導を遮断するために肺静脈の周りに連続的な治療領域を作り出すために、治療領域全体などのより広い領域にエネルギーを送達するように構成される。この実施形態では、送達電極６２２は、遠位に面するカップまたは漏斗の形状を有する。送達電極６２２によって作成されたフットプリントは、焦点療法カテーテルによって作成されたフットプリントよりも大きい直径を有する。これは、単一のアプリケーションで特定の治療を実現するためである。したがって、いくつかの実施形態では、組織への電極１２２の１つの適用において治療が提供されるが、場合によっては、必要に応じて、エネルギーを複数回適用することができることが理解され得る。ハンドル１２６は、カテーテル１０２を操作するために、特に送達および治療中に遠位端１２４を操縦するために使用される。エネルギーは、発生器１０８に接続可能なケーブル１３０を介して、カテーテル１０２に、したがって送達電極１２２に提供される。
図３７Ａおよび３７Ｂは、「ワンショット」療法を送達するように構成されている送達電極１２２の同様の実施形態を示しており、送達電極１２２は、カップまたは漏斗の形状を有する。この実施形態では、電極１２２は、拡張可能なハーフバスケットを形成する複数のワイヤ１４０を含み、ワイヤの少なくとも１つは、送達電極として機能する。この実施形態では、ハーフバスケットは、その近位端１４２の近くでシャフト１２０に取り付けられ、その遠位端１４４（すなわち、自由端）で円形の開いた形状を有する。したがって、拡張構成では、ハーフバスケット形状は、その遠位端１４４に沿って円形形状を形成するリム１４６を有する。この実施形態では、ワイヤ１４０は、非外傷性表面を作り出すように、リム１４６に沿って湾曲している。図３７Ｂは、図３７Ａの実施形態の端面図を提供する。 例示のように、リム１４６は円形状であり、ハーフバスケットの残りの部分は、シャフト１２０に漏斗状に下がるときに織り込まれた外観を有する。複数のワイヤ１４０は、様々な構成で織られるか、または絡み合うことができることが理解され得る。送達電極１２２は自己拡張型であり得、電極１２２は、シース内に維持されている間、折り畳まれた構成で存在し、シースの除去時に拡張されている構成に自己拡張することも理解され得る。代替的に、送達電極１２２は、送達バルーンの膨張などによる他のメカニズムによって代替的に拡張され得ることも理解され得る。
図３８Ａおよび３８Ｂは、心臓組織の領域などの表面への図３７Ａおよび３７Ｂの送達電極１２２の用途を例示している。これらの例示では、電極６２２がベンチトップに接触して示され、接触力の増加する適用中のその形状変化を示している。組織、特に肺静脈を取り巻く心臓組織に接触すると、同様の形状変化が起こることが理解され得る。肺静脈の円形開口部を視覚化して、リム１４６の円形状内に整列させて、送達電極１２２が肺静脈の開口部を取り巻く組織に接触するようにすることができる。図３８Ａは、リム１４６が表面と接触するように表面に対して位置決めされている電極１２２を例示している。ここで、電極１２２は、漏斗形状を有するその自由状態を実質的に維持する。図３８Ｂは、表面に対して圧力が増加した電極１２２を例示している。これにより、導電線１４０の一部が一緒に崩壊して、より大きなリム１４６を形成する。したがって、複数の導電線１４０によって送達されるエネルギーは、最小の圧力または接触力が加えられたときと比較して、少なくともリム１４６に沿った導電線１４０での増加のために、圧力または接触力の印加中にリム１４６に沿って大きくなる。図３８Ｂは、ほぼ最大の圧力または接触力が加えられた状態を示しており、ハーフバスケットはほぼ完全に崩壊して短い漏斗形状を作り出していることが理解され得る。圧力または、接触力の様々な異なるレベルが、これらの２つの構成の間のハーフバスケット形状の様々な構成に印加されることが理解され得る（すなわち、図３８Ａおよび図３８Ｂ）。
いくつかの実施形態では、複数の導電線のうちの１つの少なくとも一部は、複数の導電線の近くの導電線から絶縁されている。いくつかの実施形態では、複数の導電線のうちの１つの少なくとも一部は、標的組織に沿った特定の位置にエネルギーを集中させる活性領域を作り出すように、導電線の露出部分を残して絶縁される。いくつかの実施形態では、複数の導電線は同時に通電可能である。他の実施形態では、複数の導電線の少なくともいくつかは、個別に通電可能である。いくつかの実施形態では、送達電極１２２は、複数の導電線１４０の少なくとも一部を覆う絶縁体を含む。例えば、図３９は、図３８Ａおよび３８Ｂのような送達電極１２２の実施形態を示しており、そこでは、複数の導電線１４０の一部が絶縁体１５０で覆われている。この実施形態では、絶縁体１５０は、組織に対して力を加えることによって、リム１４６の中に崩壊しないか、または最小限に崩壊するハーフバスケット形状の部分を実質的に覆う。したがって、絶縁体１５０は、送達電極１２２の近位端１４２の一部を覆う。これは、エネルギーが近位端１４２を介して環境に放散されないので、より多くのエネルギーが送達電極１２２の遠位端１４４、特にリム１４６に向かって送達されることを可能にする。
図４０Ａは、心臓組織ＣＴ、次いでその周囲の身体組織ＢＴに囲まれた肺静脈ＰＶの管腔Ｌの断面の概略図を提供する。この図では、内腔Ｌの直径は、２５ｍｍで、心臓組織の厚さは４ｍｍである。遠位端に送達電極１２２を有する治療カテーテル１０２が示されており、電極１２２が、管腔Ｌを介して様々な場所で同時に心臓組織ＣＴに接触するように示されている。この例では、送達電極１２２は完全なバスケット形状を有し、管腔Ｌに挿入されることが理解され得る。しかしながら、他の実施形態では、ハーフバスケット形状が管腔Ｌに挿入され得るか、またはリム１４６が管腔Ｌを取り巻く組織に対して位置決めされされ得ることを視覚化することができる。
この実施形態では、カテーテル１０２は、エネルギーを単極方式で送達し、エネルギーは、送達電極１２２から身体組織ＢＴの表面（例えば皮膚）およびその上に位置決めされている戻り電極（図示せず）に向かって外向きに流れる。この電界は、エネルギー送達アルゴリズム１５２に応じて様々な深さの治療領域Ａを作り出す。この例では、４ｍｍの厚さを貫通する治療領域Ａが達成される。典型的には、エネルギーが増加するにつれて、治療領域Ａのサイズも同様に増加することが理解され得る。エネルギーと治療領域の深さの関連の例は、図４０Ｂ（傾斜線）のグラフに例示されている。図４０Ｂはまた、ｘ軸を横切る平坦な線であるエネルギーと熱効果との間の関連を例示している。したがって、送達されるエネルギーは非熱的である。
「ワンショット」療法を送達するように構成されている別のタイプの送達電極１２２は、ループ形状を有する。通常、ループ形状は、連続した円形リムを形成するように配置されている１つ以上のループを備える。図４１は、最初の単一ループを備える送達電極１２２の実施形態を示している。この実施形態では、電極１２２は、実質的に円形のリム１６２を作り出すために、送達中にそれ自体に捻じれて折り返されることができる形状記憶ワイヤ１６０から形成される。したがって、折り畳み作用により、最初の単一ループは、リム１６２の周りに延びる二次ループ１６５を形成し、その結果、円形リム１６２は、実質的に２層のワイヤ１６０から構成される。この実施形態では、二次ループ１６５は、リム１６２のほぼ全周にわたって延在し（すなわち、初期ループと二次ループ１６５が一緒にリム１６２を形成する）、したがって、リム１６２の周囲の半分以上は、２層のワイヤで構成されている。円形リム１６２は、以下に例示されるように、展開されているとき、典型的には、図４１に図示される送達電極１２２の側面を提供する、図４２に例示されるように展開されている場合に、シャフト１２０に対して実質的に垂直である。これにより、リム１６２を、肺静脈への入口を取り巻く心臓組織に対して位置決めすることができる。したがって、エネルギーは、送達電極１２２を介して「ワンショット」で肺静脈への入口の全周に送達されるが、そのような送達は、必要に応じて繰り返されてもよい。これは、必要に応じて、「ショット」間の電極１２２の回転を任意選択で含み得る。この実施形態では、シャフト１２０はオフセットされており、円形リム１６２と同心ではないが、他の実施形態では、シャフト１２０はリム１６２と同心であることが理解され得る。
図４３Ａ～４３Ｅは、図４１および４２の送達電極１２２の展開を例示している。この実施形態では、送達電極１２２は、シャフト１２０内に収容されるように構成されるが、代替的に、シースをカテーテル１０２上に前進させて電極１２２を捕捉することができることが理解され得る。始めに、電極１２２は、シャフト１２０内に収容されるときに、展開され、比較的真っ直ぐな構成に平らにされる。これにより、電極１２２を小さな構成に折り畳むことができ、その結果、血管系を通って前進するための小さな外径シャフト１２０が可能になる。この実施形態では、電極１２２は、シャフト１２０からの電極１２２の前進によって展開される。図４３Ａは、シャフト１２０の遠位端から前進し、最初に真っ直ぐな構成を有する電極１２２を例示している。これが最初のループである。図４３Ａ～４３Ｅに例示されている展開ステップは、各ステップがそれ自体ですばやく連続して発生するビデオからの静止画であることが理解され得る。したがって、電極１２２は、解放時に展開された構成に自己構成する。図４３Ｂは、電極１２２がそれ自体の上で下向きに折り畳み始め、そのループ形状を明らかにしていることを例示している。この実施形態では、ループの最も遠位の部分１７０は、シャフト１２０に向かって近位方向に後方に湾曲およびカールする。図４３Ｃは、ループがＶ字形を形成するようにさらに下向きに曲がる最も遠位の部分１７０を示している。このＶ字形は、リム１６２を作り出す２層の導電線の形成の初期段階である。図４３Ｄは、電極１２２のＶ字形状から二重層ループへの変換を例示している。このステップは非常に迅速に発生するため、肉眼では視覚化できない。この実施形態では、Ｖ字形状の部分は、単一のループから二重のループを形成するように、捻じれおよび折り畳みの方法で互いに交差する。図４３Ｅは、完全に展開された状態の電極１２２の最終構成を示している。ここで、導電線１６０のループは、円形リム１６２を形成し、導電線１６０の２つの層から実質的に構成される。示されるように、円形リム１６２は、通常、展開されたときにシャフト１２０に対して実質的に垂直である。
図４４Ａ～４４Ｂは、実質的に円形のリム１６２を作り出す形状記憶ワイヤ１６０のループを含む送達電極１２２の別の実施形態を例示している。図４４Ａに例示すようにこの実施形態では、２つのループ１６５ａ、１６５ｂが重なり合って、それらが一緒に円形リム１６２を形成する。図４４Ｂでは、視覚化のために２つのループ１６５ａ、１６５ｂが分離されている。この実施形態では、２つのループ１６５ａ、１６５ｂのそれぞれは、シャフト１２０の周りの円のほぼ２７０度を横切る弧１６７を形成する。したがって、円形リム１６２は、ループ１６５ａ、１６５ｂが重なる２つの部分の導電線１６０の２つの層からなる。この実施形態では、重なり合う領域は、リム１６２の周囲の約半分に延在する（各ループ１６５ａ、１６５ｂは、リム１６２の周囲の対向する部分の約４分の１に延びる）。したがって、リム１６２の周囲の約半分は、２層の導電線で構成されている。しかしながら、ループ１６５ａ、１６５ｂは、ほぼ完全なリムを含む、リム１６２の周囲の異なる部分をカバーするように構成され得ることが理解され得る。円形リム１６２は、図４４Ａに図示されている送達電極１２２の側面図を提供する図４５に例示されているように、展開されたとき、典型的にはシャフト１２０に対して実質的に垂直である。これにより、リム１６２を、肺静脈への入口を取り巻く心臓組織に対して位置決めすることができる。したがって、エネルギーは、送達電極１２２を介して「ワンショット」で肺静脈への入口の全周に送達されるが、そのような送達は、必要に応じて繰り返されてもよい。これは、必要に応じて、「ショット」間の電極１２２の回転を任意選択で含み得る。この実施形態では、シャフト１２０はオフセットされており、円形リム１６２と同心ではないが、他の実施形態では、シャフト１２０は円形リム１６２と同心であることが理解され得る。
図４６Ａは、実質的に円形のリム１６２を形成するように一体になる形状記憶導電線１６０のループを含む送達電極１２２の別の実施形態を示している。この実施形態では、電極１２２は、リム１６２の周りに少なくとも部分的に延びる３つのループ１６５ａ、１６５ｂ、１６５ｃからなり、その結果、円形リム１６２は、３つの部分の導電線１６０の２つの層からなる。図４６Ｂでは、視覚化のために３つのループ１６５ａ、１６５ｂ、１６５ｃが分離されている。この実施形態では、３つのループ１６５ａ、１６５ｂ、１６５ｃのそれぞれは、シャフト１２０の周りの円のほぼ２７０度を横切る弧１６７を形成する。したがって、円形リム１６２は、ループ１６５ａ、１６５ｂ、１６５ｃが重なる３つの部分の導電線１６０の３つの層からなる。この実施形態では、重なり合う領域は、リム１６２のほぼ全周にわたって延びる。この実施形態では（各ループ１６５ａ、１６５ｂ、１６５ｃは、リム１６２の周囲の約１／３の周りに延在する）。したがって、リム１６２のほぼ全周は、２層の導電線で構成される。円形リム１６２は、図４６Ａに図示される送達電極１２２の側面を提供する、図４７に例示されるような、展開されたとき、典型的にはシャフト１２０に対して実質的に垂直である。これにより、リム１６２を、肺静脈への入口を取り巻く心臓組織に対して位置決めすることができる。したがって、エネルギーは、送達電極１２２を介して「ワンショット」で肺静脈への入口の全周に送達されるが、そのような送達は、必要に応じて繰り返されてもよい。これは、必要に応じて、「ショット」間の電極１２２の回転を任意選択で含み得る。この実施形態では、シャフト１２０はオフセットされており、円形リム１６２と同心ではないが、他の実施形態では、シャフト１２０はリム１６２と同心であることが理解され得る。
上記の詳細な説明には、詳細な説明の一部を構成する添付の図面への参照が含まれている。図面は、例示として、本発明を実施することができる特定の実施形態を示している。これらの実施形態は、本明細書では「実施例」とも呼ばれる。そのような例は、示されるかまたは説明されるものに加えて要素を含むことができる。しかしながら、本発明者らは、示されるかまたは説明される要素のみが提供される例も企図する。さらに、本発明者らは、特定の例（またはその１つ以上の態様）に関して、または本明細書に示されるか説明されている他の例（またはその１つ以上の態様）に関して、示されるまたは説明されるそれらの要素の任意の組み合わせまたは順列を使用する例（またはその１つ以上の態様）も企図している。
本文献と参照により組み込まれている文献との間に一貫性のない使用法がある場合は、本文献の使用法が優先される。
本文献では、「ａ」または「ａｎ」という用語は、特許文書で一般的であるように、「少なくとも１つ」または「１つ以上」の他のインスタンスまたは使用法とは無関係に、１つ以上を含むために使用される。本文献では、「または」という用語は、特に明記されていない限り、非排他的または「ＡまたはＢ」に「ＡはＢではない」、「ＢはＡではない」、「ＡおよびＢ」を含むことを指すために使用される。本文献では、「含む」および「その中に」という用語は、それぞれの「含む」および「どこにある」という用語の平易な英語の同等物として使用される。また、以下の特許請求の範囲において、「含む」および「備える」という用語は、制限がなく、すなわち、以下の用語の後にリストされたものに加えて要素を含むシステム、デバイス、物品、組成物、配合物、またはプロセスクレームは、依然としてそのクレームの範囲内にあるとみなされる。さらに、以下の特許請求の範囲において、「第１の」、「第２の」、および「第３の」などの用語は、単にラベルとして使用され、それらのオブジェクトに数値要件を課すことを意図するものではない。
上記の説明は、説明を目的としたものであり、限定的なものではい。例えば、上記の実施例（またはその１つ以上の態様）は、互いに組み合わせて使用することができる。上記の説明を検討する際の当業者によるなど、他の実施形態を使用することができる。要約は、読者が技術的開示の性質を迅速に確認できるように、米国特許法施行規則第１．７２条（ｂ）に準拠するために提供されている。特許請求の範囲または意味を解釈または制限するために使用されないことを理解した上で提出される。また、上記の詳細な説明では、開示を合理化するために、様々な機能を一緒にグループ化することができる。これは、請求されていない開示された機能が請求に不可欠であることを意図していると解釈されるべきではない。むしろ、発明の主題は、特定の開示された実施形態のすべての特徴よりも少ないものにある可能性がある。したがって、以下の特許請求の範囲は、例または実施形態として詳細説明に組み込まれ、各請求項は、別個の実施形態としてそれ自体で成り立っており、そのような実施形態は、様々な組み合わせまたは順列で互いに組み合わせることができると考えられる。本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲を参照して、そのような特許請求の範囲が権利を与えられている同等物の全範囲とともに決定されるべきである。

Claims (65)

  1. 患者の心臓組織を治療するためのシステムであって、
    送達電極を有する治療カテーテルと、
    前記治療カテーテルに電気的に結合可能な発生器であって、前記発生器が、前記送達電極を通して送達可能なパルス電界エネルギーの電気信号を提供するように構成されている少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムを含む、発生器と、を備え、
    前記治療カテーテルと前記発生器が一緒に、前記パルス電界エネルギーを、前記心臓組織を通して遠隔戻り電極に単極で送達するように構成されている、システム。
  2. 前記送達電極が、円筒形状であり、かつ前記心臓組織に対して位置決めされるように構成されている遠位面を有する、請求項１に記載のシステム。
  3. 前記遠位面が、単一の連続表面を有する、請求項２に記載のシステム。
  4. 前記送達電極が、前記心臓組織に対して位置決めされるように構成されている接触表面を有する遠位面を備える、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
  5. 前記接触表面が、２～３ｍｍの直径を持つ円形状を有する、請求項４に記載のシステム。
  6. 前記接触表面が、３～８ｍｍ２の表面積を有する、請求項４に記載のシステム。
  7. 前記電気信号が、二相パルスのパケットを含む、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
  8. 前記発生器が、前記心臓組織の深さの測定値を受信し、かつ前記深さの前記測定値に基づいて前記少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムのうちの１つを選択するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
  9. 前記発生器が、前記心臓組織の深さの測定値を受信し、かつ前記心臓組織の深さの前記測定値を超える深さを有する非熱的病変を作り出すと考えられるエネルギーを提供する前記少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムのうちの１つを選択するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
  10. 前記発生器が、毎分心拍数の少なくとも１つの測定値を受信するように構成され、前記発生器が、前記毎分心拍数の少なくとも１つの測定値が所定の閾値以下である場合に、エネルギー送達を停止するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
  11. 前記発生器が、毎分心拍数の少なくとも１つの測定値を受信するように構成され、前記発生器が、前記毎分心拍数の少なくとも１つの測定値が所定の閾値以上である場合に、より少ない頻度でエネルギー送達を提供するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
  12. より少ない頻度が、１つおきの心拍の間を含む、請求項１１に記載のシステム。
  13. 温度センサをさらに備え、前記発生器が、前記温度センサからの少なくとも１つの測定値に基づいてエネルギー送達を変更するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
  14. エネルギー送達を変更することが、前記温度センサからの前記少なくとも１つの測定値が所定の閾値以上である場合に、より少ない頻度でエネルギー送達を提供することを含む、請求項１３に記載のシステム。
  15. より少ない頻度が、１つおきの心拍の間を含む、請求項１４に記載のシステム。
  16. 前記所定の閾値が、６５℃である、請求項１４または１５に記載のシステム。
  17. 前記治療カテーテルが、少なくとも１つの灌注ポートをさらに備え、前記システムが、灌注ポンプをさらに備え、前記灌注ポンプが、前記温度センサからの前記少なくとも１つの測定値に基づいて前記灌注ポンプを通した灌注液の送達を変更するように構成されている、請求項１３～１６のいずれか一項に記載のシステム。
  18. 接触センサまたは接触力センサをさらに備え、前記発生器が、前記接触センサまたは前記接触力センサからの少なくとも１つの測定値に基づいて、前記少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムのうちの少なくとも１つを変更するように構成されている、先行請求項のいずれか一項に記載のシステム。
  19. 患者の心臓組織の領域に病変を作り出すためのシステムであって、
    送達電極を有する治療カテーテルと、
    前記治療カテーテルに電気的に結合可能な発生器であって、前記発生器が、前記送達電極を通して送達可能なパルス電界エネルギーの電気信号を提供して、前記心臓組織に前記病変を作り出すように構成されている少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムを含み、前記病変が、前記心臓組織の領域を通る電気信号を遮断するのに十分な深さである、発生器と、を備える、システム。
  20. 前記電気信号が、一連の二相パルスを含む、請求項１９に記載のシステム。
  21. 前記一連の二相パルスが、複数のパケットで送達される、請求項２０に記載のシステム。
  22. 前記複数のパケットの各パケットが、３０～４５の二相パルスを含む、請求項２１に記載のシステム。
  23. 前記複数のパケットが、複数のバンドルで送達され、各バンドルが、各心拍の所定の部分の間に送達される、請求項２１または２２に記載のシステム。
  24. 前記所定の部分が、Ｔ波を含む、請求項２３に記載のシステム。
  25. 各バンドルが、１～３個のパケットを含む、請求項２３または２４に記載のシステム。
  26. 前記病変を作り出すために、１０～３０個のパケットが送達される、請求項２５に記載のシステム。
  27. 心臓組織の領域を治療するためのカテーテルであって、
    長手方向軸を有するシャフトと、
    前記長手方向軸の周りに延在する導電性リムを有する送達電極であって、連続的リムが、肺静脈の開口部と噛み合って、前記肺静脈の前記開口部の周りに連続的病変を作り出すように構成されている閉じた形状を有する、送達電極と、を備える、カテーテル。
  28. 信号発生器に接続されるように構成されているカテーテルとともに使用するためのサブシステムであって、前記カテーテルが、遠位部分および近位部分を含むカテーテル本体を備え、前記カテーテル本体の前記遠位部分が、互いに電気的に絶縁されている複数の電極を含み、前記カテーテル本体の前記近位部分が、複数の端子を含み、かつ信号発生器に接続され、それによって、刺激エネルギーが、前記電極のうちの選択された１つ以上を介して送達されることを可能にするように構成され、前記カテーテルがまた、前記電極のうちの異なる１つを、前記端子のうちのそれぞれ異なる１つに各々電気的に結合する複数の導電線を備え、前記サブシステムが、
    刺激エネルギーを送達するために選択された前記カテーテルの前記電極のうちの前記１つ以上と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない前記カテーテルの他の１つ以上の電極との間の電位差を、前記導電線の１つ以上のペア間のアーク放電を防ぐ閾値電位差未満に保つように構成されている構成要素ネットワークを備える、サブシステム。
  29. 互いに電気的に絶縁されている複数の電極を有するカテーテルを適合させるためのシステムであって、前記複数の電極のうちの少なくとも１つが、刺激エネルギーの送達のために選択可能であり、前記カテーテルが、前記電極のうちの異なる１つに各々電気的に結合する複数の導電線を含み、前記システムが、
    前記導電線の１つ以上のペア間のアーク放電用の電流閾値を上げるように構成されている構成要素ネットワークを備える、システム。
  30. 前記構成要素ネットワークが、複数の抵抗器を備える、請求項２９に記載のシステム。
  31. 前記複数の抵抗器の各々が、刺激エネルギーを送達するために選択されている電極に電気的に結合されている導電線と、刺激エネルギーを送達するために選択されていない電極に電気的に結合されている導電線との間に配設されている、請求項３０に記載のシステム。
  32. 前記構成要素ネットワークが、少なくとも１つの抵抗器、インダクタ、またはダイオードを備える、請求項２９に記載のシステム。
  33. 前記少なくとも１つの抵抗器、インダクタまたはダイオードの少なくとも１つの値が選択可能である、請求項３２に記載のシステム。
  34. ユーザによって提供された情報に基づいて前記少なくとも１つの値を決定するアルゴリズムをさらに含む、請求項３３に記載のシステム。
  35. 前記カテーテルからの電流分布の三次元数学モデルを含むアルゴリズムをさらに含む、請求項３３に記載のシステム。
  36. 前記カテーテルが、高周波アブレーションカテーテルまたはマイクロ波カテーテルを含む、請求項２９～３５のいずれか一項に記載のシステム。
  37. 前記刺激エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項２９～３６のいずれか一項に記載のシステム。
  38. 閾値レベルを上回る電圧または電流を有する刺激エネルギーを受信した場合に少なくとも部分的に故障するカテーテルを適合させるためのシステムであって、
    前記カテーテルと結合可能な構成要素ネットワークであって、前記構成要素ネットワークが、前記閾値レベルをより高い閾値レベルに上げる、構成要素ネットワークを備える、システム。
  39. 前記カテーテルが、誘電体材料を含み、少なくとも部分的な故障が、前記誘電体材料の破壊を含む、請求項３８に記載のシステム。
  40. 前記カテーテルが、高周波またはマイクロ波エネルギーを含む刺激エネルギーを受信するように構成され、前記構成要素ネットワークが、高電圧エネルギーを含む刺激エネルギーを受信することができるように前記カテーテルを適合させる、請求項３８または３９に記載のシステム。
  41. 前記高電圧エネルギーが、パルス電界エネルギー、不可逆エレクトロポレーションエネルギー、パルス高周波アブレーション、またはナノ秒パルス電界エネルギーを含む、請求項４０に記載のシステム。
  42. 前記カテーテルが、導電線の１つ以上のペアの間のアーク放電のせいで、閾値レベルを上回る電圧または電流を有する刺激エネルギーを受信した場合、少なくとも部分的に故障し、前記構成要素ネットワークが、前記閾値レベルを上回り、かつ前記より高い閾値レベルを下回る電圧または電流を有する刺激エネルギーを受信した場合に、前記導電線の前記１つ以上のペアの間のアーク放電を防止する、請求項３８～４１のいずれか一項に記載のシステム。
  43. システムであって、
    送達電極を有するカテーテルであって、前記カテーテルが、熱アブレーションエネルギーを送達するように構成されている、カテーテルと、
    前記治療カテーテルに電気的に結合可能な発生器であって、前記発生器が、前記送達電極を通して送達可能な非熱的高電圧エネルギーの電気信号を提供するように構成されている少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムを含む、発生器と、を備える、システム。
  44. 前記熱アブレーションエネルギーが、高周波アブレーションエネルギーまたはマイクロ波アブレーションエネルギーを含む、請求項４３に記載のシステム。
  45. 前記高電圧エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項４３または４４に記載のシステム。
  46. 前記高電圧エネルギーが、二相パルスのパケットを有する電気信号を含む、請求項４３～４５のいずれか一項に記載のシステム。
  47. 前記治療カテーテルと前記発生器が一緒に、前記高電圧エネルギーを、組織を通して遠隔戻り電極に単極で送達するように構成されている、請求項４３～４６のいずれ一項に記載のシステム。
  48. 前記高電圧エネルギーが、少なくとも２０００Ｖの電圧を有する、請求項４３～４７のいずれか一項に記載のシステム。
  49. 高電圧エネルギーが、不可逆エレクトロポレーションエネルギー、パルス高周波アブレーション、またはナノ秒パルス電界エネルギーを含む、請求項４３または４４に記載のシステム。
  50. 患者の心臓組織を治療するためのシステムであって、
    少なくとも１つの接点を有する治療カテーテルと、
    前記治療カテーテルに電気的に結合可能な発生器であって、前記発生器が、前記少なくとも１つの接点のうちの少なくとも１つを通して送達可能なパルス電界エネルギーの電気信号を提供するように構成されている少なくとも１つのエネルギー送達アルゴリズムを含む、発生器と、
    前記少なくとも１つの接点を前記発生器と電気解剖学的マッピングシステムの両方に電気的に結合するインターフェースコネクタであって、前記インターフェースコネクタが、前記少なくとも１つの接点が前記発生器と前記電気解剖学的マッピングシステムの両方と同時に電気的に通信するのを防ぐ、インターフェースコネクタと、を備える、システム。
  51. 前記インターフェースコネクタが、前記少なくとも１つの接点と前記発生器との間の少なくとも１つの導電線の第１の経路と、前記少なくとも１つの接点と前記電気解剖学的マッピングシステムとの間の少なくとも１つの導電線の第２の経路とを含むスイッチングシステムを備え、前記スイッチングシステムが、前記エネルギー伝達を前記第１の経路と前記第２の経路との間で、トグルで切り替える、請求項５０に記載のシステム。
  52. 前記少なくとも１つの接点のうちの少なくとも１つが、入力信号を感知し、前記入力信号が、心臓マッピング信号または心臓エレクトログラムを含む、請求項５０または５１に記載のシステム。
  53. 前記少なくとも１つの接点が、互いに電気的に絶縁されている複数の電極を備え、前記複数の電極のうちの少なくとも１つが、刺激エネルギーの送達のために選択可能である、請求項５０～５２のいずれか一項に記載のシステム。
  54. 前記カテーテルが、前記複数の電極のうちの異なる１つに各々電気的に結合する複数の導電線を備え、前記インターフェースコネクタが、１つ以上の導電線のペアの間のアーク放電の電流閾値を上げるように構成されている構成要素ネットワークをさらに備える、請求項５３に記載のシステム。
  55. 前記少なくとも１つの接点が、前記電気解剖学的マッピングシステムと電気的に結合可能な熱電対を備える、請求項５０～５５のいずれか一項に記載のシステム。
  56. 前記少なくとも１つの接点が、温度監視用の構成要素を備えるモジュールと電気的に結合可能な熱電対を備える、請求項５０～５５のいずれ一項に記載のシステム。
  57. 前記熱電対が、前記カテーテルと前記発生器との間、または前記カテーテルと前記電気解剖学的マッピングシステムとの間の通信とは独立して、前記モジュールと電気的に通信している、請求項５６に記載のシステム。
  58. 前記少なくとも１つの接点が、前記電気解剖学的マッピングシステムと電気的に結合可能な接触センサまたは接触力センサを備える、請求項５０～５７のいずれか一項に記載のシステム。
  59. 前記治療カテーテルが、前記パルス電界エネルギーを単極方式で送達するように構成されている、請求項５０～５８のいずれか一項に記載のシステム。
  60. インターフェースコネクタであって、
    少なくとも１つの接点を有するカテーテルを電気的に接続するための第１のポートであって、前記第１のポートが、前記少なくとも１つの接点の各々に対応する別個の電気端子を備える、第１のポートと、
    発生器を前記少なくとも１つの接点のうちの１つ以上に電気的に接続して、前記発生器と前記接点を通して高電圧エネルギーを送達するための第２のポートと、
    外部デバイスを前記少なくとも１つの接点のうちの１つ以上に電気的に接続して、前記外部デバイスと前記接点との間に低電圧エネルギーを伝達するための第３のポートと、
    前記第１のポートを前記第２のポートに接続する少なくとも１つの導電線の第１の経路と、前記第１のポートを前記第３のポートに接続する少なくとも１つの導電線の第２の経路とを備えるスイッチングシステムであって、前記スイッチングシステムが、前記第１の経路と前記第２の経路との間で前記エネルギー伝達をトグルで切り替える、スイッチングシステムと、を備える、インターフェースコネクタ。
  61. 前記高電圧エネルギーが、パルス電界エネルギーを含む、請求項６０に記載のインターフェースコネクタ。
  62. 高電圧エネルギーが、少なくとも１０００ボルトの電圧を有する、請求項６０または６１に記載のインターフェースコネクタ。
  63. 低電圧エネルギーが、５００ボルト未満の電圧を有する、請求項６０～６２のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
  64. 前記第２のポートが、前記発生器を前記少なくとも１つの接点のうちの２つ以上に電気的に接続して、前記発生器および前記接点を通して高電圧エネルギーを送達し、前記インターフェースコネクタが、前記第１の経路に沿って配設されている受動構成要素ネットワークをさらに備え、前記受動構成要素ネットワークが、前記少なくとも１つの接点のうちの前記２つ以上に送達されるエネルギーを変調して、前記カテーテルの障害を防ぐ、請求項６０～６３のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
  65. 前記第２のポートが、前記発生器を前記少なくとも１つの接点のうちの２つ以上に電気的に接続して、前記発生器および前記接点を通して高電圧エネルギーを送達し、前記インターフェースコネクタが、前記第１の経路に沿って配設されている受動構成要素ネットワークをさらに備え、前記受動構成要素ネットワークが、前記少なくとも１つの接点のうちの前記２つ以上に接続されている前記カテーテルを備えている導電線の１つ以上のペアの間のアーク放電用の電流閾値を上げる、請求項６０～６３のいずれか一項に記載のインターフェースコネクタ。
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Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110072449B (zh) * 2016-11-16 2023-02-24 纳维斯国际有限公司 通过电标测进行的食道位置检测
JP2021508533A (ja) 2017-12-26 2021-03-11 ギャラリー，インコーポレイテッド 様々な用途のためのエネルギー送達の最適化
US11796671B2 (en) * 2021-03-08 2023-10-24 GM Global Technology Operations LLC Transmission scheme for implementing code division multiple access in a radar system
US20230009191A1 (en) * 2021-07-09 2023-01-12 Biosense Webster (Israel) Ltd. Irreversible electroporation and thermal ablation by focal catheter
US20230009573A1 (en) * 2021-07-09 2023-01-12 Biosense Webster (Israel) Ltd. Ablation and mapping with a singular multi-electrode catheter
US20230240746A1 (en) * 2022-01-28 2023-08-03 Galary, Inc. Tissue modification systems and methods and signal generators for use therewith
WO2023170273A1 (en) * 2022-03-11 2023-09-14 Boston Scientific Medical Device Limited Medical devices
WO2023192056A1 (en) * 2022-04-01 2023-10-05 Medtronic, Inc. Dual focal and linear pulse field ablation (pfa) catheter
WO2023192054A1 (en) * 2022-04-01 2023-10-05 Medtronic, Inc. Dual focal and linear pulse field ablation (pfa) catheter
WO2023212250A1 (en) * 2022-04-28 2023-11-02 Galvanize Therapeutics, Inc. Lesion optimization in the use of pulsed electric fields
WO2023244854A1 (en) * 2022-06-18 2023-12-21 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Pulsed field atrial fibrillation systems and methods for use
WO2024013601A1 (en) * 2022-07-12 2024-01-18 Medtronic, Inc. Timing of pulsed field ablation energy deliveries
WO2024075034A1 (en) * 2022-10-05 2024-04-11 Btl Medical Technologies S.R.O. Pulsed field ablation device and method

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6749604B1 (en) * 1993-05-10 2004-06-15 Arthrocare Corporation Electrosurgical instrument with axially-spaced electrodes
US6012457A (en) * 1997-07-08 2000-01-11 The Regents Of The University Of California Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein
US10493259B2 (en) * 2003-01-21 2019-12-03 Baylis Medical Company Inc. Medical apparatus for fluid communication
WO2007109171A2 (en) * 2006-03-17 2007-09-27 Microcube, Llc Devices and methods for creating continuous lesions
US8641704B2 (en) * 2007-05-11 2014-02-04 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation therapy system and method for treating continuous atrial fibrillation
US9387032B2 (en) * 2012-06-18 2016-07-12 Medtronic Ablation Frontiers Llc Systems and methods for detecting channel faults in energy delivery systems
US10849677B2 (en) * 2017-01-27 2020-12-01 Medtronic, Inc. Methods of ensuring pulsed field ablation generator system electrical safety
EP3589225B1 (en) * 2017-05-12 2021-11-17 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Electroporation systems and catheters for electroporation systems
EP3681391A1 (en) * 2017-09-12 2020-07-22 Farapulse, Inc. Systems, apparatuses, and methods for ventricular focal ablation
WO2019217317A1 (en) * 2018-05-07 2019-11-14 Farapulse, Inc. Systems, apparatuses, and methods for filtering high voltage noise induced by pulsed electric field ablation

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