JP7459252B2 - 電気穿孔システムおよび方法 - Google Patents

電気穿孔システムおよび方法 Download PDF

Info

Publication number
JP7459252B2
JP7459252B2 JP2022531340A JP2022531340A JP7459252B2 JP 7459252 B2 JP7459252 B2 JP 7459252B2 JP 2022531340 A JP2022531340 A JP 2022531340A JP 2022531340 A JP2022531340 A JP 2022531340A JP 7459252 B2 JP7459252 B2 JP 7459252B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
electrode
phase
electroporation
electrodes
pulse
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2022531340A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2023504069A (ja
Inventor
ズーターマイスター デレク
ダリー ジェイク
ムーン ボイス
バード イスラエル
オルソン エリック
ドリュー ケニース
トランター ジョン
テッグ トロイ
Original Assignee
セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド filed Critical セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド
Publication of JP2023504069A publication Critical patent/JP2023504069A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP7459252B2 publication Critical patent/JP7459252B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B18/1492—Probes or electrodes therefor having a flexible, catheter-like structure, e.g. for heart ablation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/1206—Generators therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/327—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for enhancing the absorption properties of tissue, e.g. by electroporation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery
    • A61B2017/00292—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery mounted on or guided by flexible, e.g. catheter-like, means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00053—Mechanical features of the instrument of device
    • A61B2018/00214—Expandable means emitting energy, e.g. by elements carried thereon
    • A61B2018/00267—Expandable means emitting energy, e.g. by elements carried thereon having a basket shaped structure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00315—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for treatment of particular body parts
    • A61B2018/00345—Vascular system
    • A61B2018/00351—Heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00577—Ablation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00613—Irreversible electroporation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/0075—Phase
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/00761—Duration
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/00767—Voltage
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/1206—Generators therefor
    • A61B2018/124—Generators therefor switching the output to different electrodes, e.g. sequentially
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/1206—Generators therefor
    • A61B2018/1246—Generators therefor characterised by the output polarity
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/1206—Generators therefor
    • A61B2018/1246—Generators therefor characterised by the output polarity
    • A61B2018/1253—Generators therefor characterised by the output polarity monopolar
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/1206—Generators therefor
    • A61B2018/1246—Generators therefor characterised by the output polarity
    • A61B2018/126—Generators therefor characterised by the output polarity bipolar
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/1206—Generators therefor
    • A61B2018/128—Generators therefor generating two or more frequencies
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B2018/1405—Electrodes having a specific shape
    • A61B2018/1407—Loop
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B2018/1405—Electrodes having a specific shape
    • A61B2018/1435—Spiral
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B2018/1467—Probes or electrodes therefor using more than two electrodes on a single probe
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B2018/1475—Electrodes retractable in or deployable from a housing

Description

（関連出願への相互参照）
本出願は、２０１９年１２月３日出願の米国仮特許出願第６２／９４３，０００号に対する優先権の利益を主張し、その開示は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
（ａ．本開示の分野）
本開示は、一般に、ヒト身体において使用される医療デバイスに関する。特に、本開示は、電気穿孔システムと電気穿孔システムを制御する方法に関する。
（ｂ．背景）
種々の治療が、ヒト解剖学を悩ます種々の状態を処置するために使用される。例えば、心不整脈は、時折、アブレーション治療を使用して処置される。組織がアブレーションされ、または少なくとも、アブレーションジェネレータによって生成されるアブレーションエネルギーであって、アブレーションカテーテルによって伝達されるアブレーションエネルギーに供されるとき、損傷が組織に形成される。アブレーションカテーテル上またはその中に取り付けられた電極は、心房性不整脈（異所性心房頻拍と、心房細動と、心房粗動が含まれるがこれらに限定されない）などの状態を治すために、心組織において組織壊死を創出するために使用される。不整脈（即ち、不規則な心拍リズム）は、種々の病気とさらには死亡とをもたらし得る同期した房室収縮の喪失と血流のうっ滞を含む、種々の危険な状態を創出し得る。心房性不整脈の主な原因は、心臓の左または右心房内のストレイ（ｓｔｒａｙ）電気信号であると考えられている。アブレーションカテーテルは、心組織において損傷を創出するために、アブレーションエネルギー（例えば、高周波エネルギー、冷凍アブレーション、レーザー、化学物質、高密度焦点式超音波など）を心組織に付与する。この損傷は、望ましくない電気的経路を破壊し、それにより、不整脈をもたらすストレイ電気信号を制限または防止する。
心不整脈の治療における使用のための１つの候補は、電気穿孔である。電気穿孔治療には、細胞膜上での電場誘導性の孔形成が関与する。電場は、比較的短い持続時間のパルスとして伝達される直流（ＤＣ）信号を印加することによって誘導され得る。そのようなパルスは、パルス列を形成するために反復され得る。そのような電場が組織にｉｎ ｖｉｖｏで印加されるとき、組織中の細胞は膜電位差に供され、細胞壁に孔が開く。したがって、電気穿孔と呼ばれる。電気穿孔は、可逆的（即ち、一時的に開けられた孔は、再び塞がれる）または不可逆的（即ち、孔は、開いたままである）であり得る。例えば、遺伝子治療の分野では、可逆電気穿孔（即ち、一時的に孔を開けること）は、高分子量治療ベクターを細胞中にトランスフェクトするために使用される。他の治療的適用では、適切に構成されたパルス列単独は、例えば、不可逆電気穿孔（ＩＲＥ）を引き起こすことによって、細胞破壊を引き起こすために使用され得る。
（開示の概要）
本開示は、カテーテルシャフトと、前記カテーテルシャフトの遠位端で前記カテーテルシャフトに連結されている少なくとも１つの電極と、前記少なくとも１つの電極と連通して連結されている電気穿孔ジェネレータと、を含む電気穿孔システムに向けられている。前記電気穿孔ジェネレータは、二相性パルス信号を前記少なくとも１つの電極に供給するように構成されている。前記二相性パルス信号は、第１の極性および第１のパルス持続時間を有する第１の相と、前記第１の極性と反対の第２の極性および第２のパルス持続時間を有する第２の相と、を含んでいる。前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも５００ボルトの電圧振幅と、２０マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有している。前記第２の相は、前記第１の相の後に、ゼロではない間隔で生成される。
本開示は、電気穿孔ジェネレータによって、二相性パルス信号の第１の相を、カテーテルシャフトの遠位端に連結されている少なくとも１つの電極に供給することを含んでいる方法にさらに向けられている。前記第１の相は、第１の極性と、第１のパルス持続時間と、を有している。前記方法は、前記二相性パルス信号の第２の相を、前記少なくとも１つの電極に供給することをさらに含んでいる。前記第２の相は、前記第１の極性と反対の第２の極性と、第２のパルス持続時間と、を有している。前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも５００ボルトの電圧振幅と、２０マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有している。前記第２の相は、前記第１の相の後に、ゼロではない間隔で生成される。
本開示は、第１の極性を有する正の高電圧直流供給体（＋ＨＶＤＣ供給体）と、前記第１の極性と反対の第２の極性を有する負の高電圧直流供給体（－ＨＶＤＣ供給体）と、カテーテルのための第１および第２の導体への前記＋ＨＶＤＣ供給体と前記－ＨＶＤＣ供給体の印加を調節するためにブリッジの構成で接続されている複数の半導体スイッチと、前記複数の半導体スイッチに連通可能に連結されているマイクロコントローラと、を含んでいる電気穿孔ジェネレータにさらに向けられている。前記マイクロコントローラは、前記カテーテルのための前記第１および第２の導体を通って二相性パルス信号を伝達するために、前記複数の半導体スイッチの整流を制御するように構成されている。
本開示は、パルス信号を生成する方法にさらに向けられている。前記方法は、第１の極性を有する正の高電圧直流供給体（＋ＨＶＤＣ供給体）を、ブリッジの構成で接続されている複数の半導体スイッチに供給することと、前記第１の極性と反対の第２の極性を有する負の高電圧直流供給体（－ＨＶＤＣ供給体）を、前記複数の半導体に供給することと、第１の持続時間にわたって、前記＋ＨＶＤＣ供給体をカテーテルの第１の導体に印加し、前記－ＨＶＤＣ供給体を前記カテーテルの第２の導体に印加するために、前記複数の半導体スイッチを整流することと、を含んでいる。前記方法は、前記第１の持続時間の後に、第２の持続時間にわたって、前記第１の導体と前記第２の導体を、前記＋ＨＶＤＣ供給体と前記－ＨＶＤＣ供給体から電気的に遮断するために、前記複数の半導体スイッチを整流することと、前記第２の持続時間の後に、第３の持続時間にわたって、前記＋ＨＶＤＣ供給体を前記第２の導体に印加し、前記－ＨＶＤＣ供給体を前記第１の導体に印加するために、前記複数の半導体スイッチを整流することと、をさらに含んでいる。前記方法は、前記第３の持続時間の後に、前記第１の導体と前記第２の導体を、前記＋ＨＶＤＣ供給体と前記－ＨＶＤＣ供給体から電気的に遮断するために、前記複数の半導体スイッチを整流することをさらに含んでいる。
電気穿孔治療のためのシステムの概略図およびブロック図である。 電極ループアセンブリの形態で示される、図１のシステムにおける使用に適切な例示的な電極アセンブリの側面図である。 図２の電極ループアセンブリの端面図である。 バスケット電極アセンブリの形態で示される、図１のシステムにおける使用に適切な別の例示的な電極アセンブリの斜視図である。 グリッド電極アセンブリの形態で示される、図１のシステムにおける使用に適切な別の例示的な電極アセンブリの斜視図である。 拡張可能な電極アセンブリの形態で示される、図１のシステムにおける使用に適切な別の例示的な電極アセンブリの側面図である。 図１のシステムの電気穿孔ジェネレータによって生成され得る例示的なパルス信号を示すプロットである。 パルス期間において生成された２つのパルス信号を含むバースト信号を示すプロットである。 反復するバースト期間において生成された複数のバースト信号を示すプロットである。 図１のシステムにおける使用のための例示的な電気穿孔ジェネレータの概略図である。 図７に示されるパルス信号などのパルス信号を生成する例示的な方法のフロー図である。
対応する参照符号は、図面のいくつかの図を通じて、対応する要素を示す。図面は、必ずしも縮尺通りでないことが理解される。
本開示は、一般に、ヒト身体において使用される医療デバイスに関する。特に、多くの実施形態では、本開示は、電気穿孔システムとそのような電気穿孔システムを制御するための方法に関する。開示された実施形態は、電気穿孔治療処置において、より一貫性のある改善された患者の転帰をもたらし得る。例えば、本開示の実施形態は、望ましくないまたは意図しないＩＲＥ、例えば、骨格筋興奮と患者内でのガスの生成とを低減または最小化することを容易にする特定のパラメータ（例えば、電圧振幅と、パルス幅または持続時間と、パルス期間と、バースト期間）を有する電気穿孔パルス信号を利用する。しかし、本明細書に記載される本開示の記載された特徴と方法は、本明細書の開示に基づいて当業者によって理解されるように、任意の数のシステム中に組み込まれ得ることが企図される。
ここで図面を参照すると、図１は、電気穿孔治療のためのシステム１０の例示的な実施形態を示す。一般に、種々の実施形態は、カテーテルの遠位端に配置された電極アセンブリを含む。本明細書で使用される場合、「近位」は、臨床医に近い側のカテーテルの端に向かう方向を指し、「遠位」は、臨床医から離れる、（一般には）患者の身体の内側の方向を指す。電極アセンブリは、１つ以上の個々に電気的に隔離された電極要素を含む。いくつかの実施形態では、各電極要素は、本明細書でカテーテル電極とも呼ばれ、双極または多極電極として作用するために、任意の他の電極要素と選択的に対にされ得るまたは組み合わされ得るように、個々に配線される。
システム１０は、組織を破壊するための不可逆電気穿孔（ＩＲＥ）に使用され得る。特に、システム１０は、電気穿孔誘導性の一次壊死治療のために使用され得、この治療は、原形質膜（細胞壁）の完全性の不可逆的喪失を直接引き起こして、その崩壊と細胞壊死をもたらすような態様で、電流を伝達する作用を指す。この機構の細胞死は、「裏返し（ｏｕｔｓｉｄｅ－ｉｎ）」プロセスと見ることができ、このプロセスは、細胞の外壁の破壊が細胞の内部に対する有害な作用を引き起こすことを意味している。典型的には、典型的な原形質膜電気穿孔について、電流は、標的化された細胞に不可逆電気穿孔を引き起こすのに十分な電場強度を伝達することを可能とする密集した電極間での、短い持続時間の直流（ＤＣ）パルスにおけるパルスされた電場として伝達される。本明細書により詳細に記載されるように、システム１０は、少なくとも一部の従来の電気穿孔システムと比較して、比較的高い電圧と低いパルス持続時間とを有する電気穿孔パルス信号を伝達するように構成される。システム１０によって生成され、カテーテル電極に印加される波形は、ＩＲＥ治療の間の骨格筋刺激を低減および／または防止することを容易にする。
多電極フープカテーテルを介した不可逆電気穿孔は、静脈当たり僅か１回のショックで肺静脈隔離を可能にし得、高周波（ＲＦ）アブレーションチップを静脈の周りに順次位置決めすることと比較して、かなり短い処置時間を生じさせ得る。電気穿孔での細胞破壊の機構は、主に加熱作用によるものではなく、高電圧電場の印加を介した細胞膜破壊によるものであることが理解されるべきである。したがって、電気穿孔は、ＲＦエネルギーを使用したときに発生し得るいくつかの起こり得る熱的作用を回避し得る。したがって、この「冷却」または「非熱」治療は、望ましい特徴を有する。
通電戦略は、ＤＣパルスが関与すると記載されている一方、実施形態は、ＤＣパルスのバリエーションを使用してもよく、本発明の精神内および範囲内にあることが理解されるべきである。例えば、指数関数的に減衰するパルスと、指数関数的に増加するパルスと、それらの組み合わせが使用されてもよい。さらに、システム１０は、ＩＲＥアブレーション治療に関して本明細書に記載されている一方、システム１０は、例えばまたはそれに限定されないが、高周波（ＲＦ）アブレーションを含む他の形態のアブレーション治療のために、追加的にまたは代替的に使用されてもよいことが理解されるべきである。
システム１０は、上述したように簡潔に説明され、以下でより詳細に記載されるように使用されるように構成された少なくとも１つのカテーテル電極を含むカテーテル電極アセンブリ１２を含む。電極アセンブリ１２は、患者の身体１７内の組織１６の電気穿孔治療のためのカテーテル１４などの医療デバイスの部品として組み込まれる。例示的な実施形態では、組織１６は、心臓または心組織を備えている。しかしながら、実施形態は、種々の他の身体組織に関して電気穿孔治療を行うために使用されてもよいことが理解されるべきである。
図１は、全体のシステム１０中に含まれる種々のサブシステム、例えば、電気穿孔ジェネレータ２６と、ＥＣＧモニタ２８のような電気生理学（ＥＰ）モニタと、内部身体構造の可視化、マッピングおよびナビゲーションのための可視化、ナビゲーションおよび／またはマッピングシステム３０によって使用され得る身体への接続を図示する、符号１８、２０、２１で示された複数のリターン電極をさらに示す。示された実施形態では、リターン電極１８、２０、２１は、パッチ電極である。１つのパッチ電極のみが、（明瞭のために）図示されていること、およびこれらのパッチ電極が接続されるサブシステムは、１つ以上のパッチ（身体表面）電極を含んでもよいこと、および典型的に含むことが理解されるべきである。他の実施形態では、リターン電極１８、２０、２１は、例えば、１つ以上のカテーテル電極を含むリターン電極として使用することに適した任意の他の形態の電極であってもよい。カテーテル電極であるリターン電極は、電極アセンブリ１２の部品または別個のカテーテル（図示省略）の部品であってもよい。いくつかの実施形態では、例えば、システム１０は、複数の電極対を含む双極カテーテル電極アセンブリを含み、各電極対は、リターン電極として機能する１つの電極を有する２つの電極を含む。
システム１０は、特定の実施形態では、システム３０と一体化されてもよい（電子制御ユニット５０とデータストレージメモリ５２を含む）メインコンピュータシステム３２をさらに含んでもよい。システム３２は、他の構成要素の中で、従来のインターフェース構成要素、例えば、種々のユーザ入力／出力機構３４ａと、ディスプレイ３４ｂと、をさらに含んでもよい。
いくつかの実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６および／またはコンピュータシステム３２は、通電するために、電極アセンブリ１２の電極または電極対を同定および／または選択するアルゴリズムを実行するようにプログラムされていてもよく、または構成されていてもよい。即ち、電極アセンブリ１２の電極または電極対は、例えば、電極の解剖学的な位置および／または電極と組織１６との間の接触に基づいて、選択的に通電されてもよい。例えば、システム１０は、電極アセンブリ１２の電極が、組織１６との接触を示す特徴（例えば、電気的特徴である場合、例えば、インピーダンス、位相角、リアクタンスなど）を有することを同定する、適切な検出器および組織検知回路を含んでもよい。次いで、電気穿孔ジェネレータ２６および／またはコンピュータシステム３２は、組織１６と接触していると同定された電極に基づいて通電するために、カテーテルアセンブリ１２の電極または電極対を選択してもよい。例として、バスケットカテーテルが肺静脈の腔内に挿入される場合、電気穿孔ジェネレータ２６および／またはコンピュータシステム３２は、組織１６との接触に基づいて、またはさらには、心臓内の特定の解剖学的な位置に基づいて、作動する電極を決定してもよい。組織と接触した電極を同定するための適切な構成要素と方法は、例えば、米国特許第９，２８９，６０６号に記載され、その開示の全体が参照により本明細書に組み込まれる。
例示的な実施形態では、カテーテル１４は、ケーブルコネクタ４０またはインターフェースと、ハンドル４２と、近位端４６および遠位端４８を有するシャフト４４と、を含む。カテーテル１４はまた、本明細書で例示されない他の従来の構成要素、例えば、温度センサと、追加の電極と、対応する導体またはリードと、を含んでもよい。コネクタ４０は、ジェネレータ２６から延びるケーブル５６のための機械的および電気的接続を提供する。コネクタ４０は、当該分野で公知の従来の構成要素を含んでもよく、示されるように、カテーテル１４の近位端に配置される。
ハンドル４２は、臨床医がカテーテル１４を握るための位置を提供し、身体１７内にシャフト４４を進めるまたはガイドするための手段をさらに提供してもよい。例えば、ハンドル４２は、カテーテル１４を通ってシャフト４４の遠位端４８に延びるガイドワイヤの長さを変化させるための手段、またはシャフト４４を進めるための手段を含んでもよい。さらに、いくつかの実施形態では、ハンドル４２は、カテーテルの部分の形状、サイズおよび／または向きを変えるように構成されてもよい。ハンドル４２はまた、当該分野で従来からあるものであり、ハンドル４２の構成は異なってもよいことが理解される。代替的な例示的な実施形態では、カテーテル１４は、ロボットを介して駆動または制御されてもよい。したがって、カテーテル１４（および、特に、そのシャフト４４）を前進させる／後退させる、および／または進める、またはガイドするように臨床医がハンドルを操作するのではなく、カテーテル１４を操作するためにロボットが使用される。シャフト４４は、身体１７内で動くように構成された細長い管状のフレキシブル部材である。シャフト４４は、電極アセンブリ１２、さらには、関連する導体と、可能であるならば、信号を処理する、または調整するために使用される追加の電子機器を支持するように構成されている。シャフト４４はまた、流体（潅注液と体液とを含む）、医薬、および／または外科的ツールまたは機器を輸送し、伝達し、および／または除去することを可能にしてもよい。シャフト４４は、ポリウレタンなどの従来の材料から作製されてもよく、導電体、流体または外科的ツールを収納し、および／または輸送するように構成された１つ以上の管腔を画定する。シャフト４４は、従来の導入器を通して、身体１７内の血管または他の構成内に導入されてもよい。次いで、シャフト４４は、ガイドワイヤまたは当該分野で公知の他の手段を使用することを含め、組織１６の部位などの所望の位置に、身体１７を通って前進され、後退され、および／または進められ、またはガイドされてもよい。
いくつかの実施形態では、カテーテル１４は、シャフト４４の遠位端に１つ以上のフープの周りに分配されたカテーテル電極を有する、らせん状またはループカテーテルと時折呼ばれるフープカテーテル（例えば、図２および図３参照）である。フープ（時折、本明細書で「ループ」と呼ばれる）の直径は、可変であってもよい。いくつかの実施形態では、フープカテーテルの直径は、最小直径と最大直径との間で、約１０ミリメートル（ｍｍ）可変である。最小直径は、いくつかの実施形態では、カテーテル１４が製造されるときに、約１３ｍｍと約２０ｍｍとの間で選択されてもよい。１０ｍｍの範囲で変化することで、そのようなカテーテルは、２３ｍｍと３０ｍｍとの間の最大直径を有する。他の実施形態では、フープの直径は、約１５ｍｍと約２８ｍｍとの間、約１３ｍｍと約２３ｍｍとの間、または約１７ｍｍと約２７ｍｍとの間で可変である。あるいは、カテーテルは、固定された直径のフープカテーテルであってもよく、または異なる直径間で可変であってもよい。いくつかの実施形態では、カテーテル１４は、（例えば、７対のカテーテル電極としてグループ化される）１４個のカテーテル電極を有する。他の実施形態では、カテーテル１４は、１０個のカテーテル電極、２０個のカテーテル電極、または電気穿孔を実行するための任意の他の適切な数の電極を含む。いくつかの実施形態では、カテーテル電極は、リング電極である。あるいは、カテーテル電極は、任意の他の適切なタイプの電極、例えば、片面電極または可撓性材料上にプリントされた電極であってもよい。種々の実施形態では、カテーテル電極は、１．０ｍｍ、２．０ｍｍ、２．５ｍｍの長さ、および／または電気穿孔のための任意の他の適切な長さを有する。
図２および図３は、電極フープまたはループアセンブリ２００の形態で示される、システム１０での使用に適した例示的な電極アセンブリ１２を示す。図２は、カテーテルシャフト３００の遠位端３０２に連結された可変直径ループ２０２を有する電極ループアセンブリ２００の側面図である。図３は、電極ループアセンブリ２００の可変直径ループ２０２の端面図である。図２および図３に示されるように、電極ループアセンブリ２００は、近位端２０４から遠位端２０６に延びており、電極ループアセンブリ２００は、ループの形状で形成された外側スリーブ２０８と、外側スリーブ２０８上に取り付けられた複数のカテーテル電極２１０と、を含む。電極ループアセンブリ２００の近位端２０４は、適切なカプラ２１２を介してカテーテルシャフト３００に連結される。電極２１０は、例えばおよびこれに限定されないが、心マッピングおよび／またはアブレーション（例えば、ＩＲＥアブレーション）を含む種々の診断目的と治療目的のために使用されてもよい。例えば、電極ループアセンブリ２００は、双極ベースの電気穿孔治療での使用のための双極電極アセンブリとして構成されてもよい。より具体的には、隣接する電極２１０が反対の極性に通電されて、隣接する電極２１０間に電位および対応する電場を生成するように、電極２１０は、電極対（例えば、カソード・アノード電極対）として構成されてもよく、（例えば、カテーテルシャフト４４を通って延びる適切な電気的ワイヤまたは他の適切な導電体を介して）電気穿孔ジェネレータ２６に電気的に連結されてもよい。他の実施形態では、電極２１０の任意の組み合わせは、例えばおよびこれに限定されないが、隣接する電極と、非隣接の電極と、システム１０が本明細書に記載されるように機能することを可能にする電極の任意の他の組み合わせを含む電極対（例えば、カソード・アノード電極対）として構成されてもよい。上記のように、例えば、電気穿孔ジェネレータ２６および／またはコンピュータシステム３２は、電極２１０と組織１６との間の接触に基づいて電極対を形成するために、電極ループアセンブリ２００の特定の電極２１０を選択的に通電してもよい。さらなる他の実施形態では、電極ループアセンブリ２００は、単一極（unipolar）または単極（monopolar）電極アセンブリなど、双極電極アセンブリ以外として構成されてもよい。そのような実施形態では、電極１８は、リターン電極として機能してもよい。
例示された実施形態では、可変直径ループ２０２は、可変直径ループ２０２の外周の周りに均等に間隔を空けて配置された１４個のカテーテル電極２１０を含む。他の実施形態では、可変直径ループ２０２は、任意の適切な材料で製造された任意の適切な数のカテーテル電極２１０を含み得る。各カテーテル電極２１０は、絶縁ギャップ２１６によって、各々の他のカテーテル電極から分離される。例示的な実施形態では、各カテーテル電極２１０は、同一の長さ２１８（図３参照）を有し、各絶縁ギャップ２１６は、各々の他のギャップ２１６と同一の長さ２２０を有する。長さ２１８と長さ２２０はともに、例示的な実施形態では、約２．５ｍｍである。他の実施形態では、長さ２１８と長さ２２０は、互いに異なっていてもよい。さらに、いくつかの実施形態では、カテーテル電極２１０は、同一の長さ２１８をすべて有していなくてもよく、および／または絶縁ギャップ２１６は、同一の長さ２２０をすべて有していなくてもよい。いくつかの実施形態では、カテーテル電極２１０は、可変直径ループ２０２の外周の周りに均等に間隔を空けて配置されていなくてもよい。
図４は、バスケット電極アセンブリ４００の形態で示される、システム１０での使用に適した別の例示的な電極アセンブリ１２の斜視図である。バスケット電極アセンブリ４００は、適切な近位コネクタ４０６によってカテーテル本体４０４に連結されたバスケット４０２を含む。バスケット４０２は、複数のスプライン４０８と、スプライン４０８のそれぞれが終結する遠位カプラ４１０と、を含む。いくつかの実施形態、例えば、例示された実施形態では、バスケット電極アセンブリ４００はまた、（例えば、バスケット電極アセンブリ４００に流体を供給する）潅注チューブ４１２を含んでもよい。他の実施形態では、潅注チューブ４１２は、省略されてもよい。複数のスプライン４０８のそれぞれは、少なくとも１つの電極４１４を含む。例示された実施形態では、複数のスプラインのそれぞれは、８個の電極４１４を含み、しかしながら、各スプライン４０８は、８個よりも多いまたは少ない電極４１４を含んでもよい。
電極４１４は、例えばおよびこれに限定されないが、心マッピングおよび／またはアブレーション（例えば、ＩＲＥアブレーション）を含む種々の診断目的と治療目的のために使用されてもよい。例えば、バスケット電極アセンブリ４００は、双極ベースの電気穿孔での使用のための双極電極アセンブリとして構成されてもよい。より具体的には、隣接するスプライン４０８上の電極４１４が反対の極性に通電されて、隣接するスプライン４０８の電極４１４間に電位および対応する電場を生成するように、隣接するスプライン４０８上に位置する電極４１４は、電極対（例えば、カソード・アノード電極対）として構成されてもよく、（例えば、カテーテルシャフト４４を通って延びる適切な電気的ワイヤまたは他の適切な導電体を介して）電気穿孔ジェネレータ２６に電気的に連結されてもよい。他の実施形態では、同一のスプライン４０８に沿って位置する電極４１４は、電極対として構成されてもよい。さらなる他の実施形態では、電極４１４の任意の組み合わせは、例えばおよびこれに限定されないが、隣接する電極と、非隣接の電極と、隣接するスプライン上の電極と、非隣接のスプライン上の電極と、システム１０が本明細書に記載されるように機能することを可能にする電極の任意の他の組み合わせと、を含む電極対として構成されてもよい。上記のように、例えば、電気穿孔ジェネレータ２６および／またはコンピュータシステム３２は、電極４１４と組織１６との間の接触に基づいて電極対を形成するために、バスケット電極アセンブリ４００の特定の電極４１４を選択的に通電してもよい。他の実施形態では、バスケット電極アセンブリ４００は、単一極または単極電極アセンブリなど、双極電極アセンブリ以外として構成されてもよい。そのような実施形態では、電極１８は、リターン電極として機能してもよい。
図５は、平面またはグリッド電極アセンブリ５００の形態で示される、システム１０での使用に適した別の例示的な電極アセンブリ１２の斜視図である。グリッド電極アセンブリ５００は、カテーテル本体５０４に連結されたパドル５０２を含む。例示された実施形態では、カテーテル本体５０４は、それに連結された本体電極５０６、５０８、５１０を含む。例示された実施形態では、パドル５０２は、近位カプラによってカテーテル本体５０４に連結され、パドル５０２の遠位端で遠位コネクタ５２０によって互いに連結された、第１のスプライン５１２と、第２のスプライン５１４と、第３のスプライン５１６と、第４のスプライン５１８と、を含む。一実施形態では、第１のスプライン５１２と第４のスプライン５１８は、１つの連続したセグメントである得、第２のスプライン５１４と第３のスプライン５１６は、別の連続したセグメントであり得る。他の実施形態では、種々のスプラインは、互いに連結された別個のセグメントであり得る。複数のスプラインは、異なる数の電極５２２をさらに備え得る。例示された実施形態における電極は、スプラインに沿って均等に間隔を空けて配置されたリング電極を備え得る。他の実施形態では、電極は、均等にまたは不均等に間隔を空けて配置され得、電極は、点電極または他のタイプの電極を備え得る。
電極５２２は、例えばおよびこれに限定されないが、心マッピングおよび／またはアブレーション（例えば、ＩＲＥアブレーション）を含む種々の診断目的と治療目的のために使用されてもよい。例えば、グリッド電極アセンブリ５００は、双極ベースの電気穿孔での使用のための双極電極アセンブリとして構成されてもよい。より具体的には、隣接する電極５２２が反対の極性に通電されて、隣接する電極５２２間に電位および対応する電場を生成するように、隣接する電極５２２は、電極対（例えば、カソード・アノード電極対）として構成されてもよく、（例えば、カテーテルシャフト４４を通って延びる適切な電気的ワイヤまたは他の適切な導電体を介して）電気穿孔ジェネレータ２６に電気的に連結されてもよい。双極対を形成する隣接する電極５２２は、同一のスプラインに沿って（例えば、第１のスプライン５１２に沿った電極５２２）、または隣接するスプラインを横切って位置していてもよい。一実施形態では、例えば、電極対は、第１のスプライン５１２上に位置する１つの電極５２２（例えば、カソード）と、隣接する第２のスプライン５１４上に位置する別の隣接する電極５２２（例えば、アノード）との間に形成されてもよい。他の実施形態では、電極５２２の任意の組み合わせは、例えばおよびこれに限定されないが、隣接する電極と、非隣接の電極と、隣接するスプライン上の電極と、非隣接のスプライン上の電極と、システム１０が本明細書に記載されるように機能することを可能にする電極の任意の他の組み合わせと、を含む電極対（例えば、カソード・アノード電極対）として構成されてもよい。上記のように、例えば、電気穿孔ジェネレータ２６および／またはコンピュータシステム３２は、電極５２２と組織１６との間の接触に基づいて電極対を形成するために、グリッド電極アセンブリ５００の特定の電極５２２を選択的に通電してもよい。他の実施形態では、グリッド電極アセンブリ５００は、単一極または単極電極アセンブリなど、双極電極アセンブリ以外として構成されてもよい。そのような実施形態では、電極１８は、リターン電極として機能してもよい。
第１のスプライン５１２と、第２のスプライン５１４と、第３のスプライン５１６と、第４のスプライン５１８は、同一の（位相的）平面内に概して整列される。パドル５０２は、図５では、比較的平坦または平面として示されるが、パドル５０２は、曲がっていてもよく、カールしていてもよく、歪んでいてもよく、ねじれていてもよく、および／または他の方法で変形していてもよいことが理解されるべきである。したがって、パドル５０２とスプライン５１２、５１４、５１６、５１８によって画定される平面は、平面が非平坦な位相的平面であるように、対応して変形していてもよい。
図６は、拡張可能な電極アセンブリ６００の形態で示される、システム１０での使用に適した別の例示的な電極アセンブリ１２の斜視図である。電極アセンブリ６００は、長手方向軸６０６に概して沿って、電極アセンブリ６００の近位端６０２から電極アセンブリ６００の遠位端６０４まで軸方向に延びている。近位端６０２は、適切なカプラ（図示省略）を介して、カテーテルシャフト４４に（例えば、シャフト４４の遠位端に）連結される。例示的な実施形態では、ガイドワイヤ６０８は、シャフト４４を通って、電極アセンブリ６００を通って軸方向に延びている。ガイドワイヤ６０８は、身体１７内での電極アセンブリ６００の位置を調整するために、（例えば、ハンドル４２を使用して）操作されてもよい。
電極アセンブリ６００は、一般に、拡張可能な隔離部材６１０と、電極６１２、６１４の対と、を含む。より具体的には、拡張可能な隔離部材６１０は、拡張可能な隔離部材６１０の近位端６１６と拡張可能な隔離部材６１０の遠位端６１８との間を延びる。拡張可能な隔離部材６１０が、電極６１２、６１４の間で軸方向に配置されるように、電極６１２、６１４は、それぞれ、拡張可能な隔離部材６１０の近位端６１６と遠位端６１８に隣接して配置される。近位電極６１２は、拡張可能な隔離部材６１０の近位端６１６に隣接しており、電極アセンブリ６００の近位端６０２に近接している。同様に、遠位電極６１４は、拡張可能な隔離部材６１０の遠位端６１８に近接しており、電極アセンブリ６００の遠位端６０４に近接している。拡張可能な隔離部材６１０の遠位端６１８は、例示的な実施形態では、電極アセンブリ６００の遠位端６０４に近接している。
電極６１２、６１４は、例えばおよびこれに限定されないが、心マッピングおよび／またはアブレーション（例えば、ＩＲＥアブレーション）を含む種々の診断目的と治療目的のために使用されてもよい。例えば、電極アセンブリ６００は、双極ベースの電気穿孔治療での使用のための双極電極アセンブリとして構成されてもよい。具体的には、ＩＲＥ治療のために、電極６１２、６１４は、個々に（例えば、カテーテルシャフト４４を通って延びる適切な電気的ワイヤまたは他の適切な導電体を介して）ジェネレータ２６に電気的に連結され得、反対の極性で（例えば、電気穿孔ジェネレータ２６および／またはコンピュータシステム３２によって）選択的に通電されて、それらの間に電位および対応する電場を生成するように構成され得る。即ち、電極６１２、６１４のうち一方は、カソードとして機能するように構成され、他方は、アノードとして機能するように構成される。電極６１２、６１４は、任意の適切な電気穿孔電極であってもよい。例示的な実施形態では、電極６１２、６１４は、リング電極である。電極６１２、６１４は、任意の他の形状または構成を有していてもよい。電極６１２、６１４の形状、サイズおよび／または構成は、適用される電気穿孔治療の種々のパラメータに影響していてもよいと認識される。例えば、電極６１２、６１４の一方または両方の表面積を増加させることは、同一のレベルの組織破壊を引き起こすために必要とされる印加電圧を低減させ得る。さらに、近位電極６１２と遠位電極６１４のそれぞれは、単一の電極として示されているが、代替的には、近位電極６１２と遠位電極６１４の一方または両方は、２つ以上の個別の電極として具体化されてもよい。さらに、電極アセンブリ６００は、双極電極アセンブリとして記載されている一方で、いくつかの実施形態では、電極アセンブリ６００は、単極または単極電極アセンブリとして構成されてもよく、リターン電極または不関電極としてパッチ電極（例えば、リターン電極１８）を使用してもよいことが理解されるべきである。
例示的な実施形態では、拡張可能な隔離部材６１０は、つぶれた構成（図示省略）と拡張された構成（図６参照）との間で構成可能である。例えば、拡張可能な隔離部材６１０は、つぶれた構成で、（例えば、カテーテルシャフト４４内で軸方向に配置されて）身体１７内の組織１６の標的位置に伝達され、標的位置で、拡張された構成に移行される。拡張可能な隔離部材６１０は、標的位置で組織１６と密着して係合し、（例えば、近位電極６１２から遠位電極６１４を少なくとも部分的に絶縁することによって）電極６１２、６１４間の電気的連通を妨げるように構成される。より具体的には、拡張可能な隔離部材６１０は、電気的絶縁材料から形成される。したがって、近位電極６１２と遠位電極６１４との間の電流フロー６２２は、拡張可能な隔離部材６１０の周りを迂回させられる。図６は、拡張可能な隔離部材６１０の周りでの変化する形状と迂回の度合いを示す複数の電流フロー６２２を示す。いくつかの実施形態では、拡張可能な隔離部材６１０の形状とサイズは、（例えば、得られた電流フロー６２２の迂回の度合い、形状または方向など）その周りの電流フロー６２２に影響を与えるように選択されてもよい。
さらに、拡張可能な隔離部材６１０は、拡張された構成にあるときに、組織１６に密着して係合するように構成される。例示的な一実施形態では、拡張可能な隔離部材６１０が、患者の組織と係合したときに電極６１２、６１４間で流体連通を妨げ、結果として、電気的連通（例えば、電流フロー）を妨げるように、拡張可能な隔離部材６１０は、組織１６と密着して係合するように構成された円周シール表面６２０を含む。例えば、拡張可能な隔離部材６１０が、肺静脈隔離（ＰＶＩ）のために、または他の円筒状もしくは管状の組織（例えば、他の脈管構造組織）を隔離するために使用されるとき、拡張可能な隔離部材６１０は、その周りの血液の流れを妨げまたは実質的に防止する。したがって、電極６１２、６１４が通電されるとき、電流６２２は、血液を通ってではなく、拡張可能な隔離部材６１０に隣接する組織１６を通って電極間に流れる。この方法で、電気穿孔治療は、より限局され、したがって、所望の量の細胞破壊を引き起こすために、低減された印加電圧を必要とする。具体的には、流体（例えば、血液）は、組織よりも高い電気伝導性を有し、したがって、電流は、組織を通るときよりも、容易に血流を通って流れ、電気穿孔治療は有効ではない。血液の流れを妨げることによって、電極６１２、６１４間の電流６２２は、隣接する組織１６を通って迂回され、それにより、所与の電圧での電気穿孔治療の有効性を増加させる。
例示的な実施形態では、拡張可能な隔離部材６１０は、電気的絶縁材料から形成または構成された外側層６２４を含む。例えば、外側層６２４は、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）を含んでもよい。作製された外側層６２４は、電気的に絶縁であり、電極アセンブリ６００の拡張と収縮に適用可能な任意の他の適切な材料を含む。ある特定の実施形態では、図６に示されるように、拡張可能な隔離部材６１０は、膨張可能なバルーンとして具体化される。そのような実施形態では、膨張可能なバルーンは、（例えば、電極アセンブリ６００が身体１７内の標的位置に前進させられており、カテーテルシャフト４４から広げられているときに）バルーンを選択的に膨張させるための流体供給源６２６に連結される。いくつかの実施形態では、流体供給源は、誘電性流体、例えば、脱イオン水、食塩水、二酸化炭素ガス、亜酸化窒素ガスおよび／または空気を含む。他の実施形態では、拡張可能な隔離部材６１０は、他の手段、例えば、外側層６２４内に保持された拡張可能なフレーム（例えば、形状記憶材料から形成されたフレーム）を使用して、選択的に拡張されてもよい。
拡張可能な隔離部材６１０は、図６では、細長い球状形状を有するように示されているが、拡張可能な隔離部材６１０は、電極６１２、６１４間でシールし、従って流体的および／または電気的連通を妨げることを可能にする任意の他の形状または構成を有していてもよい。特定の形状および／または構成は、所望の特定の組織隔離のために選択されてもよい。例えば、他の実施形態では、（血管の比較的円筒状の隔離とは対照的に）固体または平面組織内、例えば、心腔の壁内での隔離と組織破壊が望まれてもよい。そのような実施形態では、拡張可能な隔離部材６１０の遠位端６１８は、反転されて凹んでいてもよく、遠位電極６１４は、遠位端６１８の凹んだ部分に位置していてもよい。電極６１２、６１４間の電流フロー６２２が、遠位端６１８と係合した（例えば、心腔壁の）組織を通って迂回されるように、遠位端６１８は、近位電極６１２から遠位電極６１４をシールまたは隔離するように、組織に対して係合されてもよく、または押し付けられてもよい。
拡張可能な隔離部材６１０と隣接する組織１６との間での完全なシールが発生しなくてもよいことが企図される。例えば、円周シール表面６２０は、組織１６と完全に係合しなくてもよく、円周シール表面６２０を通り過ぎる一部の流体（血液）フローが発生してもよい。いくつかの実施形態では、完全な係合またはシールは、電気穿孔治療をうまく進めるために必要ではない。シールのレベルは、種々の方法を使用して確かめられてもよい。いくつかの実施形態では、導入する蛍光透視造影材料は、拡張可能な隔離部材６１０の上流で血流内に導入され、拡張可能な隔離部材６１０の下流での造影材料の存在または量は、Ｘ線を使用して測定される。他の実施形態では、ドップラー超音波は、拡張可能な隔離部材６１０を通り過ぎる流体フローのレベルを測定するために使用される。さらなる他の実施形態では、電極６１２、６１４の間のインピーダンスは、標的位置への電極アセンブリ６００の配置の前および後に測定され、インピーダンスにおける閾値のシフトは、十分なシールを反映する。さらなる他の実施形態では、電極アセンブリ６００は、拡張可能な隔離部材６１０と組織１６との間のシールのレベルを反映するために、流体圧力を測定するために使用される遠位端６０４上の圧力トランスデューサ（図示省略）を含む。シールのレベルを決定するための追加のおよび／または代替的な方法が使用されてもよい。さらに、任意の上記方法は、反復的に使用されてもよい。具体的には、シールの初期レベルが決定されてもよく、それに応じて、電極アセンブリ６００の位置が調整されてもよい。適切なまたは十分なレベルのシールが（例えば、閾値および／または医師の決定に基づいて）達成されるまでに、シールのその後のレベルが決定されてもよい。
さらに、任意の上記方法（または任意の他の適切な方法）を使用して決定されたシールのレベルに基づいて、印加電圧の適切なレベルが選択されてもよい。低減されたレベルのシールは、増加された印加電圧を必要としてもよい。
電極アセンブリ１２は、本明細書に示され記載された特定の構成に限定されず、任意の他の適切な電極アセンブリを含んでもよく、システム１０が本明細書に記載されるように機能することを可能にする任意の他の適切な構成を有してもよいことが理解されるべきである。例として、電極アセンブリ１２は、米国特許第１０，１３６，８２９号と、米国特許出願公開第２０１８／００１４７５１号および第２０１９／０２０１６８８号と、国際特許出願公開番号ＷＯ２０１８／２０８７９５と、米国仮特許出願第６２／８６１，１３５号、第６２／８４２，６５４号、および第６２／９８３，２００号に記載される電極アセンブリと同一または類似の構成を有してもよく、それらの開示の全体が参照により本明細書に組み込まれる。
図１を再び参照すると、可視化、ナビゲーションおよび／またはマッピングシステム３０は、電場ベースのシステム、または時折、インピーダンスベースのシステムと呼ばれ、例えば、モデル名ＥｎＳｉｔｅ ＮＡＶＸ（商標）システムを有し、Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓから市販されるもの、およびその全開示が参照により本明細書に組み込まれる表題が「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ｎａｖｉｇａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｌｏｃａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｍａｐｐｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ Ｈｅａｒｔ」である米国特許第７，２６３，３９７号を参照して一般に示されるものなどを備え得る。可視化、ナビゲーションおよび／またはマッピングシステム３０はまた、Ａｂｂｏｔｔ ＬａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓのＥｎＳｉｔｅ（商標）Ｖｅｌｏｃｉｔｙ（商標）またはＥｎＳｉｔｅ Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ（商標）心マッピングおよび可視化システムを含む、他の市販のシステムを含んでもよい。他の例示的な実施形態では、可視化、ナビゲーションおよび／またはマッピングシステム３０は、他のタイプのシステム、例えばおよびこれに限定されないが、磁場ベースのシステム、例えば、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒから入手可能な（現在、インピーダンスおよび磁気式駆動の電極とのハイブリッド形態である）ＣＡＲＴＯシステム、またはＭｅｄｉＧｕｉｄｅ ＬｔｄのｇＭＰＳシステムなどを含んでもよい。電場ベースおよび磁場ベースのシステムの組み合わせに従って、カテーテルは、インピーダンスベースの電極としての電極と、１つ以上の磁場検知コイルと、の両方を含み得る。一般に入手可能な蛍光透視、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）、および核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）ベースのシステムはまた、使用され得る。
電気穿孔ジェネレータ２６は、あらかじめ決定され得るまたはユーザにより選択可能であり得る電気穿孔の通電の戦略に従って、電極要素に通電するように構成される。電気穿孔により引き起こされる一次壊死の治療のために、ジェネレータ２６は、電流を生じさせるように構成されてもよく、電流は、密集して配置される電極（例えば、電極アセンブリ１２の電極対）間に伝達される短い持続時間のＤＣパルスであって、（例えば、組織部位において）約０．１～１．０ｋＶ／ｃｍの電場強度を伝達することが可能な短い持続時間のＤＣパルスの形態のパルスされた電場として、電極アセンブリ１２を介して伝達される。不可逆電気穿孔のために必要とされる電圧振幅とパルス持続時間は、反比例する。例えば、パルス持続時間が減少すると、電圧振幅は、電気穿孔を達成するために増加されなければならない。
いくつかの実施形態では、電極アセンブリ１２の電極は、いくつかの電極のみが所定の時間において通電されるように、順番に通電されてもよい。即ち、電極アセンブリ１２の電極の全てが同時に通電されるわけではない。いくつかの実施形態では、例えば、電極の第１の対が、電気穿孔の通電の戦略に従って通電されてもよく、続いて、電極の第２の対が、電気穿孔の通電の戦略に従って通電されてもよい。電極への順次の通電は、電極の第３の対、電極の第４の対などに続けられてもよい。電極の対は、隣接するまたは非隣接の電極を含んでもよい。例として、電極アセンブリが、位置（即ち、第２の電極が、第１の電極と第３の電極に隣接する）に従って１からｎまで順番に番号付けされた複数の電極を含む場合、電極は、順番に、第１および第２の電極、第３および第４の電極、第５および第６の電極などを通電することによって、対として順番に通電されてもよい。別の例では、電極は、順番に、第１および第２の電極、第２および第３の電極、第３および第４の電極などを通電することによって、対として順番に通電されてもよい。さらなる別の例では、電極は、順番に、第１および第３の電極、第２および第４の電極、第３および第５の電極などを通電することによって、対として順番に通電されてもよい。電極アセンブリの電極を順番に通電するためのさらなるシステムと方法は、例えば、２０２０年１１月４日出願の米国仮特許出願第６３／１０９，５２０号に記載され、その開示の全体が参照により本明細書に組み込まれる。順次の通電は、単極の構成と双極の構成の両方で使用されてもよい。
例示的な実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６は、時折、本明細書でＤＣエネルギー源とも呼ばれ、極性が交互に切り替わる一連のＤＣパルス、即ち、方向が交互に切り替わる電流を生じさせる連続的なＤＣパルスを生成するように構成されている二相性電気穿孔ジェネレータ２６である。他の実施形態では、電気穿孔ジェネレータは、単相性または多相性電気穿孔ジェネレータである。いくつかの実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６は、選択可能なエネルギーレベルで、例えば、５０ジュール、１００ジュール、２００ジュールなどで、ＤＣパルスでのエネルギーを出力するように構成される。他の実施形態は、より大きいまたはより少ないエネルギーの設定を有していてもよく、利用可能な設定の値は、同一または異なっていてもよい。いくつかの実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６は、約５００Ｖと約３．５ｋＶとの間、約６００Ｖと２．５ｋＶとの間、約８００Ｖと約３．５ｋＶとの間、約６００Ｖと約２．０ｋＶとの間、約８００Ｖと約２．５ｋＶとの間、約１．０ｋＶと約３．５ｋＶとの間、約６００Ｖと約１．５ｋＶとの間、約８００Ｖと約２．０ｋＶとの間、または約１．０ｋＶと約２．５ｋＶとの間のピーク値を有するＤＣパルスを出力または生成する。他の実施形態は、任意の他の適切な電圧を出力または生成してもよい。
可変インピーダンス２７は、システムのインピーダンスが変動することを可能にする。さらに、可変インピーダンス２７は、電気穿孔ジェネレータ２６の出力の１つ以上の特徴、例えば、振幅、持続時間、パルス形状などを変化させるために使用されてもよい。別の構成要素として示されているが、可変インピーダンス２７は、カテーテル１４またはジェネレータ２６内に組み込まれてもよい。可変インピーダンス２７は、直列で、並列で、または直列および／または並列の組み合わせで接続された１つ以上のインピーダンス要素、例えば、レジスタ、キャパシタまたはインダクタ（図示省略）を含む。例示された実施形態では、可変インピーダンス２７は、カテーテル１４と直列に接続される。代替的には、可変インピーダンス２７のインピーダンス要素は、カテーテル１４と並列に、またはカテーテル１４と直列および並列の組み合わせで、接続されてもよい。さらに、他の実施形態では、可変インピーダンス２７のインピーダンス要素は、リターン電極１８と直列および／または並列に接続される。いくつかの実施形態は、１つよりも多い可変インピーダンス２７を含み、それぞれが、１つ以上のインピーダンス要素を含んでもよい。そのような実施形態では、各可変インピーダンス２７は、インピーダンスが各カテーテル電極を介して、またはカテーテル電極の群を介して独立して変化されることを可能にするように、別のカテーテル電極またはカテーテル電極の群に接続されてもよい。他の実施形態では、システム１０のインピーダンスは、変化される必要がなくてもよく、可変インピーダンス２７は、省略されてもよい。
電気穿孔ジェネレータ２６は、パルス信号を生成し、ＩＲＥの望ましくないまたは意図しない作用を低減、最小化または防止するように構成された電極アセンブリ１２の電極にパルス信号を供給するように構成される。例えば、従来のＩＲＥ治療システムは、高振幅で短い持続時間のＤＣ電気（ＩＲＥ）パルスの印加によって、骨格筋収縮を引き起こし得る。そのような骨格筋収縮は、一般には望ましくなく、例えば、それらが、患者の身体を動かすことによって、電気解剖学的マップ（例えば、ＩＲＥ治療前に収集されたもの）を不正確にし得るためである。さらに、従来のＩＲＥ治療システムは、例えば、電極で、患者内で望ましくないガスを生成し得る。
電気穿孔ジェネレータ２６によって生成されたパルス信号は、具体的には、骨格筋と神経（例えば、横隔神経）、さらには心筋のアクティブ化を防止するように（例えば、位相と、振幅と、パルス持続時間を制御することによって）形作られる。心筋のアクティブ化を回避することによって、電気穿孔ジェネレータによって生成されたパルス信号は、（例えば、Ｒ波に従う）心周期またはリズムに基づいて時間調整される必要もなく、ゲートされる必要もない。より具体的には、電気穿孔ジェネレータ２６によって生成されたパルス信号は、神経刺激または筋肉のアクティブ化に関連する強度－持続時間曲線を下回るパルス持続時間と電圧振幅を有するように形作られる。電気穿孔ジェネレータ２６によって生成されたパルス信号は、比較的高い強度（即ち、電圧）と周波数（即ち、短いパルス持続時間）である。例として、電気穿孔ジェネレータ２６によって生成されたパルス信号は、５００Ｖ～３．５ｋＶ、６００Ｖ～２．５ｋＶ、８００Ｖ～３．５ｋＶ、６００Ｖ～２．０ｋＶ、８００Ｖ～２．５ｋＶ、１．０ｋＶ～３．５ｋＶ、６００Ｖ～１．５ｋＶ、８００Ｖ～２．０ｋＶまたは１．０ｋＶ～２．５ｋＶの範囲の電圧振幅と、１ナノ秒～１００マイクロ秒（μｓ）、１ナノ秒～５０μｓ、０．１μｓ～１００μｓ、１ナノ秒～２０μｓ、０．１μｓ～５０μｓ、１μｓ～１００μｓ、１ナノ秒～１５μｓ、０．１μｓ～２０μｓ、０．５μｓ～５０μｓ、１ナノ秒～１０μｓ、０．１μｓ～１５μｓ、１ナノ秒～５μｓ、０．１μｓ～１０μｓ、０．１μｓ～５μｓ、５μｓ未満、４μｓ未満、３μｓ未満、および２μｓ未満の範囲のパルス持続時間を有していてもよい。他の実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６によって生成されたパルス信号は、５００Ｖ未満の、または３．５ｋＶよりも大きい電圧振幅を有し得、１００μｓよりも長い、または１ナノ秒未満のパルス持続時間を有し得る。一般に、（例えば、連続した損傷を生じさせるため）有効なＩＲＥのために必要とされる電圧振幅とパルス持続時間は、反比例し、神経刺激または筋肉アクティブ化を回避するための電圧と持続時間の範囲内で選択される。
図７は、電気穿孔ジェネレータ２６によって生成された例示的なパルス信号７００を示すプロットであり、垂直軸は電圧（Ｖ）を示し、水平軸は時間（Ｔ）を示す。図７に示されるように、パルス信号７００は、第１の極性と第１のパルス持続時間７０６を有する第１の電圧振幅７０４を有している第１の相７０２と、第１の極性とは反対の第２の極性と第２のパルス持続時間７１２を有する第２の電圧振幅７１０を有している第２の相７０８と、を含む二相性パルス信号である。第２の相７０８が、第１の相７０２の後にゼロではない間隔７１６で生成されるように、示されたパルス信号７００はまた、第２の相７０８を第１の相７０２から分離する第３のゼロ電圧相７１４を含む（即ち、パルス信号７００は、ゼロの電圧出力を有する）。他の実施形態では、第２の相７０８が第１の相７０２の直後に生成されるように、パルス信号７００は、第３の相７１４を含んでいなくてもよい。
例示された実施形態では、第１の相７０２は、正の電圧を有し、第２の相７０８は、負の電圧を有する。他の実施形態では、第１の相７０２が負の電圧を有していてもよく、第２の相７０８が正の電圧を有していてもよい。さらに、例示された実施形態では、パルス信号７００は、二相性信号として示されて記載されているが、他の実施形態では、パルス信号７００は、二相性信号以外であってもよい（例えば、パルス信号７００は、単相性または多相性であってもよい）。
さらに、例示された実施形態では、第１の相７０２と第２の相７０８は、同一の電圧振幅または電圧値を有し、同一のパルス持続時間を有する（即ち、第１のパルス持続時間７０６は、第２のパルス持続時間７１２と等しい）。即ち、パルス信号７００は、対称的なパルス信号である。他の実施形態では、パルス信号７００が非対称になるように、第１の相７０２は、第２の相７０８と異なる電圧振幅または電圧値、および／またはパルス持続時間を有していてもよい。
第１の相７０２と第２の相７０８は、同時に骨格筋を刺激することを回避しつつ、ＩＲＥによるアブレーションを引き起こすのに十分な任意の適切な電圧振幅とパルス持続時間を一般に有していてもよい。いくつかの実施形態では、例えば、第１の電圧振幅７０４と第２の電圧振幅７１０のそれぞれは、５００Ｖ～３．５ｋＶ、６００Ｖ～２．５ｋＶ、８００Ｖ～３．５ｋＶ、６００Ｖ～２．０ｋＶ、８００Ｖ～２．５ｋＶ、１．０ｋＶ～３．５ｋＶ、６００Ｖ～１．５ｋＶ、８００Ｖ～２．０ｋＶまたは１．０ｋＶ～２．５ｋＶの範囲であり、第１のパルス持続時間７０６と第２のパルス持続時間７１２のそれぞれは、１ナノ秒～１００μｓ、１ナノ秒～５０μｓ、０．１μｓ～１００μｓ、１ナノ秒～２０μｓ、０．１μｓ～５０μｓ、１μｓ～１００μｓ、１ナノ秒～１５μｓ、０．１μｓ～２０μｓ、０．５μｓ～５０μｓ、１ナノ秒～１０μｓ、０．１μｓ～１５μｓ、１ナノ秒～５μｓ、０．１μｓ～１０μｓ、０．１μｓ～５μｓ、５μｓ未満、４μｓ未満、３μｓ未満、および２μｓ未満の範囲である。特定の一実施形態では、第１の電圧振幅７０４と第２の電圧振幅７１０のそれぞれは、約１．０ｋＶであり、第１のパルス持続時間７０６と第２のパルス持続時間７１２のそれぞれは、約２μｓである。別の特定の実施形態では、第１の電圧振幅７０４と第２の電圧振幅７１０のそれぞれは、約１．４ｋＶであり、第１のパルス持続時間７０６と第２のパルス持続時間７１２のそれぞれは、約２μｓである。
第３の相７１４の間隔７１６は、一般に、パルス信号７００の第１の相７０２と第２の相７０８が骨格筋をアクティブ化すること、または刺激することを防止する、または回避するのに十分な持続時間になるように選択される。間隔７１６は、一般に、５０μｓ未満であり、例えばおよびこれに限定されないが、３０μｓ未満、２０μｓ未満、１５μｓ未満、１０μｓ未満、５μｓ未満、４μｓ未満、３μｓ未満、２μｓ未満、およびさらには１μｓ未満であり得る。例示された実施形態では、間隔７１６は、約２．５μｓである。別の特定の実施形態では、間隔７１６は、約２μｓである。
いくつかの実施形態では、パルス信号７００（即ち、第１の相７０２と第２の相７０８）の電圧振幅は、システム１０で使用される電極アセンブリ１２のタイプに基づいて選択されてもよい。より具体的には、ある特定のタイプの電極アセンブリが、他の電極アセンブリよりも高い電圧のために評価されてもよく、パルス信号７００は、適宜調整されてもよい。いくつかの実施形態では、例えば、パルス信号７００（即ち、第１の相７０２と第２の相７０８）は、バスケット型電極アセンブリ（例えば、図４に示されるバスケット電極アセンブリ４００）と比較して、ループ型電極アセンブリ（例えば、図２および図３に示される電極ループアセンブリ２００）と共に使用されるときに、より高い電圧振幅を有していてもよい。特定の一実施形態では、パルス信号７００の電圧振幅は、ループ型電極アセンブリと共に使用されるときに、１ｋＶ～２．５ｋＶの範囲であり、バスケット型電極アセンブリと共に使用されるときに、８００Ｖ～１．５ｋＶの範囲内である。
パルス信号７００の特徴（例えば、電圧振幅、第１および第２のパルス持続時間７０６、７１２など）はまた、電極アセンブリ１２が単極電極アセンブリとして構成されるかどうか、または双極電極アセンブリとして構成されるかどうかに従って、調整されてもよい。例えば、骨格筋回復は、双極ＩＲＥと比較して、単極ＩＲＥでより顕著であり得る。したがって、単極ＩＲＥで使用されるパルス信号は、双極ＩＲＥと比較して、より狭いまたはより厳密な範囲の許容できるパルス特徴（例えば、電圧振幅とパルス持続時間）を有していてもよい。
一例では、単極電極アセンブリとして構成されたループ型電極アセンブリ（例えば、図２および図３に示される電極ループアセンブリ２００）は、５００Ｖ～３．５ｋＶの範囲または８００Ｖ～３．０ｋＶの範囲の電圧振幅と、０．５μｓ～３．０μｓの範囲または０．５μｓ～１．５μｓの範囲の第１および第２のパルス持続時間７０６、７１２と、を有するパルス信号７００を利用してもよい。双極電極アセンブリとして構成されたループ型電極アセンブリ（例えば、図２および図３に示される電極ループアセンブリ２００）は、５００Ｖ～３．５ｋＶの範囲または６００Ｖ～１．４ｋＶの範囲の電圧振幅と、０．５μｓ～３μｓの範囲または１μｓ～１．５μｓの範囲の第１および第２のパルス持続時間７０６、７１２と、を有するパルス信号７００を利用してもよい。
別の例では、単極電極アセンブリとして構成されたバスケット型電極アセンブリ（例えば、図４に示されるバスケット電極アセンブリ４００）は、５００Ｖ～３．５ｋＶの範囲の電圧振幅と、０．５μｓ～３μｓの範囲の第１および第２のパルス持続時間７０６、７１２と、を有するパルス信号７００を利用してもよい。双極電極アセンブリとして構成されたバスケット型電極アセンブリ（例えば、図４に示されるバスケット電極アセンブリ４００）は、５００Ｖ～３．５ｋＶの範囲の電圧振幅と、０．５μｓ～３μｓの範囲内の第１および第２のパルス持続時間７０６、７１２と、を有するパルス信号７００を利用してもよい。
別の例では、単極電極アセンブリとして構成されたグリッド電極アセンブリ（例えば、図５に示されるグリッド電極アセンブリ５００）は、５００Ｖ～３．５ｋＶの範囲の電圧振幅と、０．５μｓ～３μｓの範囲の第１および第２のパルス持続時間７０６、７１２と、を有するパルス信号７００を利用してもよい。双極電極アセンブリとして構成されたグリッド電極アセンブリ（例えば、図５に示されるグリッド電極アセンブリ５００）は、５００Ｖ～３．５ｋＶの範囲の電圧振幅と、０．５μｓ～３μｓの範囲の第１および第２のパルス持続時間７０６、７１２と、を有するパルス信号７００を利用してもよい。
さらなる別の例では、双極電極アセンブリとして構成された拡張可能な電極アセンブリ（例えば、図６に示される拡張可能な電極アセンブリ６００）は、５００Ｖ～３．５ｋＶの範囲、５００Ｖ～２．５ｋＶの範囲、６００Ｖ～３．０ｋＶの範囲、６００Ｖ～２．５ｋＶの範囲、または８００Ｖ～２．５ｋＶの範囲の電圧振幅と、４００ナノ秒～２０μｓの範囲または５００ナノ秒～１．５μｓの範囲の第１および第２のパルス持続時間７０６、７１２と、を有するパルス信号７００を利用してもよい。さらに、拡張可能な電極アセンブリ（例えば、図６に示される拡張可能な電極アセンブリ６００）のために使用されるパルス信号７００は、３５０ナノ秒～１ｍｓの範囲または５００ナノ秒～１．５μｓの範囲の、第１の相７０２と第２の相７０８との間の間隔７１６を有していてもよい。
複数のパルス信号７００が反復するパルス期間で電極アセンブリ１２の電極に生成されて印加されるように、電気穿孔ジェネレータ２６は、反復するパターンでパルス信号７００を生成してもよい。そのような複数のパルス信号７００は、本明細書では総称してバースト信号と呼ばれる。
図８は、パルス期間８０２で生成された２つのパルス信号７００を含む例示的なバースト信号８００を示す。パルス期間８０２は、システム１０が本明細書に記載されるように機能することを可能にする任意の適切な期間であってもよい。例として、パルス期間８０２は、０．５ミリ秒（ｍｓ）～５０ｍｓ、１ｍｓ～５０ｍｓ、０．５ｍｓ～３０ｍｓ、１ｍｓ～３０ｍｓ、０．５ｍｓ～２５ｍｓ、０．５ｍｓ～２０ｍｓ、１ｍｓ～２５ｍｓ、０．５ｍｓ～１０ｍｓ、１ｍｓ～２０ｍｓ、１ｍｓ～１０ｍｓ、０．５ｍｓ～５ｍｓ、および１ｍｓ～５ｍｓの範囲であってもよい。例示された実施形態では、パルス期間８０２は、約４ｍｓである。いくつかの実施形態では、パルス期間８０２は、標的電圧振幅またはその近傍（例えば、標的電圧振幅の少なくとも９０％）でパルス信号７００の電圧振幅を維持するのに十分な電圧まで、電気穿孔ジェネレータ２６の電力供給体（例えば、キャパシタ）を再充電することを可能にするように選択される。
いくつかの実施形態では、複数のバースト信号がバースト期間と呼ばれる反復する期間で電極アセンブリ１２の電極に生成されて印加されるように、電気穿孔ジェネレータ２６は、反復するパターンでバースト信号を生成してもよい。図９は、例えば、反復するバースト期間９０２に生成された例示的なバースト信号９００を示す。バースト期間９０２は、システム１０が本明細書に記載されるように機能することを可能にする任意の適切な期間であってもよい。例として、バースト期間９０２は、５０ｍｓ～５秒（ｓ）、１００ｍｓ～５ｓ、１００ｍｓ～２ｓ、１００ｍｓ～１ｓ、２００ｍｓ～１ｓ、２００ｍｓ～８００ｍｓ、および３００ｍｓ～７００ｍｓの範囲であってもよい。例示された実施形態では、バースト期間９０２は、約５００ｍｓである。いくつかの実施形態では、バースト期間９０２は、標的電圧振幅またはその近傍（例えば、標的電圧振幅の少なくとも９０％）でパルス信号７００の電圧振幅を維持するのに十分な電圧まで、電気穿孔ジェネレータ２６の電力供給体（例えば、キャパシタ）を再充電することを可能にするように選択される。さらにまたは代替的には、バースト期間９０２は、患者の心周期またはリズムに基づいて変化してもよい。一実施形態では、例えば、バースト信号９００は、（例えば、患者の心拍と同期する）Ｒ波ゲート戦略に従って生成される。そのような実施形態では、バースト信号９００は、心電図中のＲ波の検出に応答して生成されてもよく、またはそれに基づいて誘発されてもよい。そのような実施形態では、バースト期間９０２は、可変（即ち、固定されておらず、または一定でない）であってもよい。例えば、バースト期間９０２は、５００ｍｓ～１．５ｓの範囲、６００ｍｓ～１．２ｓの範囲、またはシステム１０が本明細書に記載されるように機能することを可能にする任意の他の適切な範囲で変化してもよい。そのようなバースト期間とゲート戦略は、本明細書に記載される任意の電極アセンブリに関して使用されてもよい。
図９に示されるプロットは、２つのバースト信号９００を含むが、電気穿孔ジェネレータ２６は、２つよりも多くのバースト信号９００を生成してもよいことが理解されるべきである。例として、電気穿孔ジェネレータ２６は、少なくとも５つのバースト信号、少なくとも１０個のバースト信号、少なくとも２０個のバースト信号、少なくとも３０個のバースト信号、少なくとも４０個のバースト信号、少なくとも５０個のバースト信号、少なくとも７５個のバースト信号、少なくとも１００個のバースト信号、または最大で２００個のバースト信号を含む（即ち、反復するバースト期間９０２での）バースト信号９００のシリーズを生成してもよい。他の実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６は、反復するバースト期間で、２００個よりも多くのバースト信号のシリーズを生成してもよい。
さらに、例示された実施形態では、バースト信号９００は、５つのパルス信号７００を含むが、バースト信号９００は、システム１０が本明細書に記載されるように機能することを可能にする任意の適切な数のパルス信号７００を含んでもよいことが理解されるべきである。例として、バースト信号９００は、少なくとも１０個のパルス信号、少なくとも１５個のパルス信号、少なくとも２０個のパルス信号、少なくとも３０個のパルス信号、少なくとも４０個のパルス信号、少なくとも５０個のパルス信号、少なくとも７５個のパルス信号、少なくとも１００個のパルス信号、少なくとも１５０個のパルス信号、または最大で２００個のパルス信号を含んでもよい。他の実施形態では、バースト信号９００は、５つ未満のパルス信号７００、または２００個よりも多いパルス信号７００を含んでもよい。特定の一実施形態では、バースト信号９００は、５０個のパルス信号７００を含み、０．５ｓのバースト期間９０２を有する。別の特定の実施形態では、バースト信号９００は、１，０００個のパルス信号７００を含み、０．５ｓのバースト期間９０２を有する。そのようなバースト信号とバースト期間は、本明細書に記載される任意の電極アセンブリの使用に適する。
電気穿孔ジェネレータ２６によって生成されたパルス信号の比較的高い電圧と短いパルス持続時間は、電気穿孔ジェネレータ２６、その構成要素、カテーテル１４、または患者の組織１６中に導入され、システム１０の動作に潜在的に不利に影響を与える、顕著な電磁干渉（ＥＭＩ）またはノイズを生じ得る。したがって、本開示の実施形態は、高振幅で短い持続時間のパルス信号を生じさせる目的のために、ノイズの供給源を低減させるとともに、電気穿孔ジェネレータ２６内での高周波数高電圧の切り換え作用を軽減するある特定の特徴を含む。
例えば、図１０は、例示的な電気穿孔ジェネレータ２６の概略図である。電気穿孔ジェネレータ２６は、トリガ信号１００４に応答したパルス信号の生成を制御するマイクロコントローラ１００２または他のプログラム可能な処理デバイスを含む。トリガ信号１００４は、電気穿孔ジェネレータ２６では内部で、または別のシステムによっては外部で生成されてもよい。ある特定の実施形態では、トリガ信号は、例えば、ユーザによって作動されるスイッチまたはボタンにより切り換え回路が少なくとも瞬間的に閉じられる結果としてマイクロコントローラ１００２に供給される個別の論理レベルＤＣ信号である。トリガ信号１００４に応答して、マイクロコントローラ１００２は、例えば、単一のパルス、パルスのバースト、または複数のバーストを開始させる。
マイクロコントローラ１００２は、単一のパルス信号の生成において、複数の半導体スイッチを制御する目的のために、第１のパルス制御信号１００６と第２のパルス制御信号１００８を生成する。第１のパルス制御信号１００６と第２のパルス制御信号１００８は、マイクロコントローラ１００２によって生成される論理レベルＤＣ信号である。半導体スイッチは、高電圧スタンドオフで高電流伝導が可能であり、高周波数で動作可能である任意の適切な電力半導体、例えば、絶縁ゲート双極トランジスタ（ＩＧＢＴ）であってもよい。図１０の実施形態では、半導体スイッチは、カテーテル１４と、より具体的には、パルス信号を電極アセンブリ１２に伝達する第１および第２の導体１０２２、１０２４への、正の高電圧ＤＣ（＋ＨＶＤＣ）供給体１０１８と負の高電圧ＤＣ（－ＨＶＤＣ）供給体１０２０の印加を調節するために、ブリッジの構成で接続されるＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６として実装される。マイクロコントローラ１００２は、パルス信号のバーストの生成において、各パルス信号を生じさせるために、高周波数（例えば、約５００キロヘルツ）で整流するようにＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６を制御する。
マイクロコントローラ１００２は、オプトアイソレータ１０２６によって、ＩＧＢＴ １０１０、１０１２、１０１４、１０１６に連通可能に連結され、ＩＧＢＴ １０１０、１０１２、１０１４、１０１６から電気的に隔離される。オプトアイソレータ１０２６は、オプトカプラとも呼ばれ、例えば、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６の高周波数の切り換えによって生成されるノイズがマイクロコントローラ１００２に到達することを防止する。オプトアイソレータ１０２６は、第１のパルス制御信号１００６と第２のパルス制御信号１００８を、マイクロコントローラ１００２から、２つの論理レベルＤＣ信号を４つのゲート駆動信号１０３０、１０３２、１０３４、１０３６に変換する論理回路１０２８にリレーする。論理回路１０２８は、ゲート駆動信号１０３０、１０３２、１０３４、１０３６のそれぞれを、第１のパルス制御信号１００６と第２のパルス制御信号１００８から得て、ゲート駆動信号１０３０、１０３２、１０３４、１０３６が、例えば、パルス信号の＋ＨＶＤＣ相から－ＨＶＤＣ相への移行の間に瞬間的に、反対の極性のＨＶＤＣ供給体（＋ＨＶＤＣ供給体１０１８と－ＨＶＤＣ供給体１０２０）を、接続しない、または短絡しないことを保証する。例えば、ある特定の実施形態では、論理回路１０２８は、ゲート駆動信号１０３４、１０３６を、ゲート駆動信号１０３０、１０３２と逆のものとして得る。
一般に、少なくともいくつかの実施形態では、マイクロコントローラ１００２は、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６のゲートを駆動するのに十分な電流を発生させない。電力半導体スイッチのためのゲート電流は、典型的には、高電圧と高電流容量に伴って上昇する。したがって、電気穿孔ジェネレータ２６は、それぞれＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６を動作させるためのゲートドライバ１０３８、１０４０、１０４２、１０４４を含む。ゲートドライバ１０３８、１０４０、１０４２、１０４４は、マイクロコントローラ１００２と他のデジタル回路の態様を、電気穿孔ジェネレータ２６の高電圧高電流部分からさらに隔離する。ゲートドライバ１０３８、１０４０、１０４２、１０４４は、ゲート駆動信号１０３０、１０３２、１０３４、１０３６に従って、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６の整流を制御する。ゲートドライバ１０３８、１０４０、１０４２、１０４４は、ゲート駆動インピーダンス１０４６、１０４８、１０５０、１０５２を介して、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６のゲートを駆動する。ゲート駆動インピーダンス１０４６、１０４８、１０５０、１０５２は、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６を介して十分な電流上昇を生じさせるため、およびＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６による振動応答を回避するために選択される。ある特定の実施形態では、ゲート駆動インピーダンス１０４６、１０４８、１０５０、１０５２は、６～８オームの範囲のレジスタである。少なくともいくつかの実施形態では、ゲート駆動インピーダンス１０４６、１０４８、１０５０、１０５２は、６．８オームのレジスタである。
ある特定の実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６は、マイクロコントローラ１００２と、オプトアイソレータ１０２６と、論理回路１０２８と、ゲートドライバ１０３８、１０４０、１０４２、１０４４と、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６がその上に配置されてもよい１つ以上の印刷回路基板（ＰＣＢ）に実装されてもよい。ＰＣＢ上の少なくとも一部のトレースは、高周波数で切り換えられる高電圧ＤＣを伝導する。例えば、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８をＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６に接続するトレースと、電流をＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６から第１および第２の導体１０２２、１０２４用の端子１０５６、１０５８に供給するトレースはそれぞれ、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６の高周波数の切り換えによって生成されるパルス信号を運び、したがって、ノイズを電気穿孔ジェネレータ２６に導入することに対して影響を受けやすい。ある特定の実施形態では、そのようなトレースは、これらのトレース上の周期的な高ｄｉ／ｄｔの条件から生じるノイズの導入を低減させるために十分に幅広く、可能な限り短くなければならない。ある特定の実施形態では、これらのトレースは、少なくとも０．１２インチの幅でなければならない。同様に、少なくともいくつかのトレースは、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６のゲートを駆動する目的のために、顕著な量の高周波数の切り換えされた電流を伝導する。例えば、ゲートドライバ１０３８、１０４０、１０４２、１０４４と、そのそれぞれのＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６との間に延びるトレースのそれぞれもまた、これらのトレース上の高ｄｉ／ｄｔ条件から生じるノイズの導入をすることに対して影響を受けやすい。したがって、これらのトレースもまた、ノイズの導入を低減させるために十分に幅広く、可能な限り短くなければならない。ある特定の実施形態では、例えば、ゲートドライバ１０３８、１０４０、１０４２、１０４４と、そのそれぞれのＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６との間のトレースは、少なくとも０．０６インチの幅でなければならない。
ある特定の実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６は、ゲートドライバ１０３８、１０４０、１０４２、１０４４のそれぞれとＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６との間に追加の構成要素を含む。例えば、ある特定の実施形態では、１つ以上のキャパシタは、ゲートを駆動するための電流供給体として機能するために、半導体スイッチのゲートと並列に連結される。ある特定の実施形態では、１つ以上のダイオードは、例えば、瞬間的な電圧抑制体として、または電流遮断デバイスとして機能するために、半導体スイッチのゲートと並列に連結される。ある特定の実施形態では、１つ以上のＥＭＩ抑制デバイスは、例えば、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６の高周波数切り換えに起因するノイズを軽減するために、ゲート駆動ブランチに連結される。
ある特定の実施形態では、電気穿孔ジェネレータ２６は、高電圧ＤＣ出力体と直列に、即ち、第１および第２の導体１０２２、１０２４と直列に接続される１つ以上のインピーダンス整合回路（図示省略）を含む。インピーダンス整合回路は、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８と、－ＨＶＤＣ供給体１０２０と、カテーテル１４の電極アセンブリ１２との間のトレースまたは他の導体によって形成される高電圧ＤＣ伝送ラインの種々の部分に発生し得るまたは固有であり得るインピーダンス不連続を軽減する。例えば、インピーダンス不連続は、カテーテル１４が電気穿孔ジェネレータ２６に接続する位置に存在してもよく、システム１０でのノイズと損失として最終的に顕在化する電気穿孔ジェネレータ２６内での信号反射を生じ得る。
＋ＨＶＤＣ供給体１０１８と－ＨＶＤＣ供給体１０２０は、反対の極性のＤＣ電圧レベルである。例えば、ある特定の実施形態では、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８は、約３５００ＶＤＣの電位であってもよく、－ＨＶＤＣ供給体１０２０は、約ゼロの電位であってもよく、または事実上グラウンドであってもよい。電気穿孔ジェネレータ２６は、少なくともいくつかの実施形態では、電極アセンブリ１２のための高電圧電流供給源として機能する高電圧キャパシタ１０５４を含む。単一のパルス信号は、第１の極性の高電圧を有する第１の相と、約ゼロボルトの電位を有する第２の相と、第２の極性の高電圧を有する第３の相と、を含む。カテーテル１４は、第１および第２の導体１０２２、１０２４に高電圧パルス信号を供給する。したがって、高電圧パルス信号の極性は、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８を第１の導体１０２２と第２の導体１０２４に、－ＨＶＤＣ供給体１０２０を第２の導体１０２４と第１の導体１０２２に、調子を合わせて交互に印加することによって、切り替えられてもよい。同様に、０（ゼロ）ＶＤＣは、第１および第２の導体１０２２、１０２４の両方との接続を遮断し、それらの電位をフロートさせることによって達成される。結果として、患者の身体１７内の血液／生理食塩水の伝導特性により、電極アセンブリ１２の電極間に電位がないはずであり、したがって、第１の導体１０２２と第２の導体１０２４との間に電位がない。
例えば、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８が約３５００ＶＤＣの電位であり、－ＨＶＤＣ供給体１０２０が約０ＶＤＣの電位であるとき、パルス信号の第１の相は、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８を第１の導体１０２２に印加するために、ＩＧＢＴ１０１０を閉じてＩＧＢＴ１０１４を開けることによって生じ、－ＨＶＤＣ供給体１０２０を第２の導体１０２４に印加するために、ＩＧＢＴ１０１２を閉じ、ＩＧＢＴ１０１６を開けることによって生じ、それにより、第１の持続時間にわたって＋３５００ＶＤＣの信号を生じさせる。第１の持続時間の後に、ＩＧＢＴ１０１０とＩＧＢＴ１０１２は、第１および第２の導体１０２２、１０２４の電位をフロートさせるために開けられ、それにより、第２の持続時間にわたってパルス信号の第２の相のために０（ゼロ）ＶＤＣを生じさせる。第２の持続時間の後に、ＩＧＢＴ１０１４は、－ＨＶＤＣ供給体１０２０を第１の導体１０２２に印加するために閉じられ、ＩＧＢＴ１０１６は、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８を第２の導体１０２４に印加するために閉じられ、それにより、第３の持続時間にわたって－３５００ＶＤＣの信号を生じさせる。第３の持続時間の後に、ＩＧＢＴ１０１４とＩＧＢＴ１０１６は、第１および第２の導体１０２２、１０２４を横切る電位を０ＶＤＣに戻すために開けられる。
図１１は、パルス信号を生成する例示的な方法１１００のフロー図である。図１０および図１１を参照すると、この方法は、ブリッジの構成で接続される複数の半導体スイッチ、例えば、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６に、第１の極性を有する＋ＨＶＤＣ供給体１０１８を供給すること１１０２を含む。第１の極性とは反対の第２の極性を有する－ＨＶＤＣ供給体１０２０が、複数の半導体に供給される１１０４。二相性パルス信号を生成するために、マイクロコントローラ１００２は、ＩＧＢＴ１０１０、１０１２、１０１４、１０１６の整流を制御する。より具体的には、複数の半導体はそれぞれ、第１の持続時間にわたって、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８をカテーテル１４の第１の導体１０２２に印加するために、および－ＨＶＤＣ供給体１０２０をカテーテル１４の第２の導体１０２４に印加するために、整流される１１０６。次いで、第１の持続時間の後に、複数の半導体はそれぞれ、第２の持続時間にわたって、第１の導体１０２２と第２の導体１０２４を、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８と－ＨＶＤＣ供給体１０２０から電気的に遮断するために、整流される１１０８。次いで、第２の持続時間の後に、複数の半導体はそれぞれ、第３の持続時間にわたって、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８を第２の導体１０２４に印加するために、および－ＨＶＤＣ供給体１０２０を第１の導体１０２２に印加するために、整流される１１１０。次いで、第３の持続時間の後に、複数の半導体はそれぞれ、第１および第２の導体１０２２、１０２４を、＋ＨＶＤＣ供給体１０１８と－ＨＶＤＣ供給体１０２０から電気的に遮断するために、整流される１１１２。
例示的な方法のある特定のステップが番号付けされているが、そのような番号付けは、これらのステップが列挙された順番で実施されなければならないことを示すわけではない。したがって、特定のステップは、その説明がそのような順番を具体的に要求しない限り、それらが示された正確な順番で実施される必要はない。これらのステップは、列挙された順番で、または別の適切な順番で実施されてもよい。
本明細書に開示される実施形態および例が、特定の実施形態を参照して記載されてきたが、これらの実施形態と例が本開示の原理と適用の例示に過ぎないことを理解すべきである。したがって、多数の改変が例示的な実施形態と例に対してなされ得ること、ならびに特許請求の範囲によって定義される本開示の精神と範囲から逸脱することなしに他の配列が考案され得ることを理解すべきである。したがって、本出願は、これらの実施形態の改変とバリエーションとにそれらの均等物をカバーすることを意図する。
本明細書は、最良の形態を含む本発明を開示するため、およびまた、当業者が、任意のデバイスまたはシステムを作製および使用すること、および任意の組み込まれた方法を実行することを含む本開示の実施を可能にするために、例を使用している。本開示の特許性のある範囲は、特許請求の範囲によって定義され、当業者に想起される他の例を含み得る。そのような他の例は、それらが特許請求の範囲の逐語的言語と異ならない構造的要素を有する場合、またはそれらが特許請求の範囲の逐語的言語からの僅かな差異を伴った均等な構造的要素を含む場合、特許請求の範囲内であることが意図される。
以下の項目は、出願時の特許請求の範囲に記載の要素である。
（項目１）
カテーテルシャフトと、
前記カテーテルシャフトの遠位端で前記カテーテルシャフトに連結されている少なくとも１つの電極と、
前記少なくとも１つの電極と連通して連結されている電気穿孔ジェネレータであって、二相性パルス信号を前記少なくとも１つの電極に供給するように構成されている前記電気穿孔ジェネレータと、を備えており、
前記二相性パルス信号は、
第１の極性と、第１のパルス持続時間と、を有する第１の相と、
前記第１の極性と反対の第２の極性と、第２のパルス持続時間と、を有する第２の相と、を備えており、
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも５００ボルトの電圧振幅と、２０マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有しており、
前記第２の相は、前記第１の相の後に、ゼロではない間隔で生成される、電気穿孔システム。
（項目２）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅と、３マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、項目１に記載の電気穿孔システム。
（項目３）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅と、１．５マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、項目１に記載の電気穿孔システム。
（項目４）
前記第１のパルス持続時間と、前記第２のパルス持続時間と、前記ゼロではない間隔のそれぞれは、３マイクロ秒未満である、項目１に記載の電気穿孔システム。
（項目５）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅を有する、項目４に記載の電気穿孔システム。
（項目６）
前記電気穿孔ジェネレータは、複数の前記二相性パルス信号を備えているバースト信号を生成するようにさらに構成されており、
前記複数の二相性パルス信号のそれぞれは、０．５ミリ秒～１０ミリ秒の範囲のパルス期間に生成される、項目１に記載の電気穿孔システム。
（項目７）
前記カテーテルシャフトの前記遠位端に連結されている電極アセンブリをさらに備えており、
前記電極アセンブリは、前記少なくとも１つの電極を含んでおり、
前記電極アセンブリは、電極ループアセンブリと、バスケット電極アセンブリと、平面電極アセンブリと、拡張可能な隔離部材を備えている拡張可能な電極アセンブリと、のうちの１つとして構成されている、項目１に記載の電気穿孔システム。
（項目８）
前記電極アセンブリは、双極電極ループアセンブリとして構成されており、
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅と、３マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、項目７に記載の電気穿孔システム。
（項目９）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、６００ボルト～１．４ｋＶの範囲の電圧振幅と、１マイクロ秒～１．５マイクロ秒の範囲のパルス持続時間と、を有する、項目８に記載の電気穿孔システム。
（項目１０）
前記電極アセンブリは、単極電極ループアセンブリとして構成されており、
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも８００ボルトの電圧振幅と、３マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、項目７に記載の電気穿孔システム。
（項目１１）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれ、８００ボルト～３．０ｋＶの範囲の電圧振幅と、０．５マイクロ秒～１．５マイクロ秒の範囲のパルス持続時間と、を有する、項目１０に記載の電気穿孔システム。
（項目１２）
前記電極アセンブリは、拡張可能な隔離部材を備えている双極の拡張可能な電極アセンブリとして構成されており、
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも５００ボルトの電圧振幅と、２０マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、項目７に記載の電気穿孔システム。
（項目１３）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、６００ボルト～２．５ｋＶの範囲の電圧振幅と、５００ナノ秒～１．５マイクロ秒の範囲のパルス持続時間と、を有する、項目１２に記載の電気穿孔システム。
（項目１４）
電気穿孔ジェネレータによって、二相性パルス信号の第１の相を、カテーテルシャフトの遠位端に連結されている少なくとも１つの電極に供給することであって、前記第１の相が、第１の極性と、第１のパルス持続時間と、を有する、前記供給することと、
前記二相性パルス信号の第２の相を、前記少なくとも１つの電極に供給することであって、前記第２の相は、前記第１の極性と反対の第２の極性と、第２のパルス持続時間と、を有する、前記供給することと、を備えており、
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも５００ボルトの電圧振幅と、２０マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有しており、
前記第２の相は、前記第１の相の後に、ゼロではない間隔で生成される、方法。
（項目１５）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅と、３マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、項目１４に記載の方法。
（項目１６）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅と、１．５マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、項目１４に記載の方法。
（項目１７）
前記第１のパルス持続時間と、前記第２のパルス持続時間と、前記ゼロではない間隔のそれぞれは、３マイクロ秒未満である、項目１４に記載の方法。
（項目１８）
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅を有する、項目１７に記載の方法。
（項目１９）
バースト信号を前記少なくとも１つの電極に供給することをさらに備えており、
前記バースト信号は、複数の前記二相性パルス信号を備えており、
前記複数の二相性パルス信号のそれぞれは、０．５ミリ秒～１０ミリ秒の範囲のパルス期間に生成される、項目１４に記載の方法。
（項目２０）
前記少なくとも１つの電極は、前記カテーテルシャフトの前記遠位端に連結されている電極アセンブリの一部であり、
前記電極アセンブリは、電極ループアセンブリと、バスケット電極アセンブリと、平面電極アセンブリと、拡張可能な隔離部材を備えている拡張可能な電極アセンブリと、のうち１つとして構成されている、項目１４に記載の方法。
（項目２１）
第１の極性を有する正の高電圧直流供給体（＋ＨＶＤＣ供給体）と、
前記第１の極性と反対の第２の極性を有する負の高電圧直流供給体（－ＨＶＤＣ供給体）と、
カテーテルのための第１および第２の導体への前記＋ＨＶＤＣ供給体と前記－ＨＶＤＣ供給体の印加を調節するためにブリッジの構成で接続されている複数の半導体スイッチと、
前記複数の半導体スイッチに連通可能に連結されており、前記カテーテルのための前記第１および第２の導体を通って二相性パルス信号を伝達するために、前記複数の半導体スイッチの整流を制御するように構成されているマイクロコントローラと、を備えている、電気穿孔ジェネレータ。
（項目２２）
前記マイクロコントローラは、前記二相性パルス信号を生成するようにさらに構成されており、
前記二相性パルス信号は、
前記第１の極性と、第１のパルス持続時間と、を有する第１の相と、
前記第２の極性と、第２のパルス持続時間と、を有する第２の相と、を備えており、
前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも５００ボルトの電圧振幅と、２０マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有しており、
前記第２の相は、前記第１の相の後に、ゼロではない間隔で生成される、項目２１に記載の電気穿孔ジェネレータ。
（項目２３）
前記マイクロコントローラと前記複数の半導体スイッチとの間に連結されているオプトアイソレータをさらに備えている、項目２１に記載の電気穿孔ジェネレータ。
（項目２４）
前記マイクロコントローラと前記複数の半導体スイッチのうちの対応するものとの間に連結されている複数のゲートドライバをさらに備えており、
前記複数のゲートドライバは、前記マイクロコントローラからの少なくとも１つの信号に基づいて、ゲート駆動電流を供給するように構成されている、項目２１に記載の電気穿孔ジェネレータ。
（項目２５）
前記複数のゲートドライバのそれぞれと前記複数の半導体スイッチのうちの前記対応するものとの間に連結されているゲート駆動インピーダンスをさらに備えており、
前記ゲート駆動インピーダンスは、前記複数の半導体スイッチを通って供給される高電圧ＤＣについての上昇時間を較正するように構成されており、前記複数の半導体スイッチによる振動応答を低減するようにさらに構成されている、項目２４に記載の電気穿孔ジェネレータ。
（項目２６）
前記複数の半導体スイッチは、複数の絶縁ゲート双極トランジスタ備えている、項目２１に記載の電気穿孔ジェネレータ。
（項目２７）
パルス信号を生成する方法であって、
第１の極性を有する正の高電圧直流供給体（＋ＨＶＤＣ供給体）を、ブリッジの構成で接続されている複数の半導体スイッチに供給することと、
前記第１の極性と反対の第２の極性を有する負の高電圧直流供給体（－ＨＶＤＣ供給体）を、前記複数の半導体に供給することと、
第１の持続時間にわたって、前記＋ＨＶＤＣ供給体をカテーテルの第１の導体に印加し、前記－ＨＶＤＣ供給体を前記カテーテルの第２の導体に印加するために、前記複数の半導体スイッチを整流することと、
前記第１の持続時間の後に、第２の持続時間にわたって、前記第１の導体と前記第２の導体を、前記＋ＨＶＤＣ供給体と前記－ＨＶＤＣ供給体から電気的に遮断するために、前記複数の半導体スイッチを整流することと、
前記第２の持続時間の後に、第３の持続時間にわたって、前記＋ＨＶＤＣ供給体を前記第２の導体に印加し、前記－ＨＶＤＣ供給体を前記第１の導体に印加するために、前記複数の半導体スイッチを整流することと、
前記第３の持続時間の後に、前記第１の導体と前記第２の導体を、前記＋ＨＶＤＣ供給体と前記－ＨＶＤＣ供給体から電気的に遮断するために、前記複数の半導体スイッチを整流することと、を備えている、方法。

Claims (6)

  1. カテーテルシャフトと、
    前記カテーテルシャフトの遠位端で前記カテーテルシャフトに連結されている少なくとも１つの電極と、
    前記少なくとも１つの電極と連通して連結されている電気穿孔ジェネレータであって、二相性パルス信号を前記少なくとも１つの電極に供給するように構成されている前記電気穿孔ジェネレータと、を備えており、
    前記二相性パルス信号は、
    第１の極性と、第１のパルス持続時間と、を有する第１の相と、
    前記第１の極性と反対の第２の極性と、第２のパルス持続時間と、を有する第２の相と、を備えており、
    前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも５００ボルトの電圧振幅と、２０マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有しており、
    前記第２の相は、前記第１の相の後に、ゼロではない間隔で生成され、
    前記ゼロではない間隔は、ゼロよりも大きく、
    前記電気穿孔ジェネレータは、
    前記二相性パルス信号の生成を制御するマイクロコントローラと、
    前記マイクロコントローラにより制御される複数のスイッチング素子と、
    前記マイクロコントローラと前記複数のスイッチング素子を連通可能に連結しているとともに、前記マイクロコントローラと前記複数のスイッチング素子のそれぞれとの間に配置されており、前記複数のスイッチング素子の切り替えによって生成されるノイズが前記マイクロコントローラに到達することを防止するオプトアイソレータと、を備えており、
    前記複数のスイッチング素子のそれぞれは、前記少なくとも１つの電極と前記オプトアイソレータとの間に配置されている、電気穿孔システム。
  2. 前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅と、３マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、請求項１に記載の電気穿孔システム。
  3. 前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅と、１．５マイクロ秒未満のパルス持続時間と、を有する、請求項１に記載の電気穿孔システム。
  4. 前記第１のパルス持続時間と、前記第２のパルス持続時間と、前記ゼロではない間隔のそれぞれは、３マイクロ秒未満である、請求項１に記載の電気穿孔システム。
  5. 前記第１の相と前記第２の相のそれぞれは、少なくとも６００ボルトの電圧振幅を有する、請求項４に記載の電気穿孔システム。
  6. 前記電気穿孔ジェネレータは、複数の前記二相性パルス信号を生成するようにさらに構成されており、
    前記複数の二相性パルス信号のそれぞれは、０．５ミリ秒～１０ミリ秒の範囲のパルス期間に生成される、請求項１に記載の電気穿孔システム。
JP2022531340A 2019-12-03 2020-12-03 電気穿孔システムおよび方法 Active JP7459252B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201962943000P 2019-12-03 2019-12-03
US62/943,000 2019-12-03
PCT/US2020/063039 WO2021113463A1 (en) 2019-12-03 2020-12-03 Electroporation system and method

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2023504069A JP2023504069A (ja) 2023-02-01
JP7459252B2 true JP7459252B2 (ja) 2024-04-01

Family

ID=73856367

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2022531340A Active JP7459252B2 (ja) 2019-12-03 2020-12-03 電気穿孔システムおよび方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US20210161582A1 (ja)
EP (1) EP4044947A1 (ja)
JP (1) JP7459252B2 (ja)
CN (1) CN113365566A (ja)
WO (1) WO2021113463A1 (ja)

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP4057925B1 (en) * 2020-02-28 2023-10-11 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Electrode assembly including expandable isolation member
US20220008123A1 (en) * 2020-07-13 2022-01-13 Biosense Webster (Israel) Ltd. Sequential activation of electrode-pairs during irreversible electroporation (ire)
BR112023020624A2 (pt) 2021-04-07 2023-12-05 Btl Medical Dev A S Dispositivo e método de ablação de campo pulsado
IL309432A (en) 2021-07-06 2024-02-01 Btl Medical Dev A S Apparatus and method for ablation (burning) by electric pulse field
US20230052114A1 (en) * 2021-08-12 2023-02-16 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Systems and methods for electroporation using asymmetric waveforms and waveforms with reduced burst duration
CN113729918A (zh) * 2021-08-12 2021-12-03 圣犹达医疗用品心脏病学部门有限公司 使用不对称波形的电穿孔的系统和方法
US20230084207A1 (en) * 2021-09-10 2023-03-16 Biosense Webster (Israel) Ltd. Staggered Pairs of Biased Ablation Electrodes on Basket Catheter
WO2023086778A1 (en) * 2021-11-12 2023-05-19 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Systems and methods for energizing electroporation catheters using quadripolar arrays
CN115281813A (zh) * 2022-07-25 2022-11-04 上海玮启医疗器械有限公司 脉冲消融控制装置、控制系统及使用方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000350732A (ja) 1999-05-21 2000-12-19 Gyrus Medical Ltd 電気外科手術システム、電気外科手術用ジェネレータ、および電気外科手術で組織を切断または切除するための方法
JP2017506098A (ja) 2014-02-11 2017-03-02 セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド アブレーション・カテーテルおよび関連方法
JP2018089431A (ja) 2012-08-09 2018-06-14 ユニバーシティ オブ アイオワ リサーチ ファウンデーション カテーテル、カテーテルシステム、及び組織構造を刺通する方法
WO2019133608A1 (en) 2017-12-26 2019-07-04 Gala Therapeutics, Inc. Optimization of energy delivery for various applications

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7263397B2 (en) 1998-06-30 2007-08-28 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Method and apparatus for catheter navigation and location and mapping in the heart
US7736361B2 (en) * 2003-02-14 2010-06-15 The Board Of Trustees Of The Leland Stamford Junior University Electrosurgical system with uniformly enhanced electric field and minimal collateral damage
US10245098B2 (en) * 2008-04-29 2019-04-02 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Acute blood-brain barrier disruption using electrical energy based therapy
US8926606B2 (en) * 2009-04-09 2015-01-06 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Integration of very short electric pulses for minimally to noninvasive electroporation
US8790335B2 (en) * 2009-08-28 2014-07-29 Covidien Lp Electrosurgical generator
US9289606B2 (en) 2010-09-02 2016-03-22 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System for electroporation therapy
US20130030430A1 (en) * 2011-07-29 2013-01-31 Stewart Mark T Intracardiac tools and methods for delivery of electroporation therapies
WO2015085162A1 (en) * 2013-12-05 2015-06-11 Rfemb Holdings, Llc Cancer immunotherapy by radiofrequency electrical membrane breakdown (rf-emb)
JP6393768B2 (ja) 2014-02-25 2018-09-19 セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド 多電極カテーテルを使用して心臓基質の特徴を局所的に電気生理学的に表すシステムおよび方法
EP3282953A4 (en) * 2015-04-10 2019-04-17 AngioDynamics, Inc. SYSTEM AND METHOD FOR IRREVERSIBLE ELECTROPORATION WITH THERMALLY CONTROLLED ELECTRODES
CN108472490B (zh) * 2015-12-17 2022-06-28 心脏起搏器股份公司 医疗设备系统中的传导通信
US10575892B2 (en) * 2015-12-31 2020-03-03 Ethicon Llc Adapter for electrical surgical instruments
US20170189097A1 (en) * 2016-01-05 2017-07-06 Iowa Approach Inc. Systems, apparatuses and methods for delivery of ablative energy to tissue
US10589092B2 (en) * 2016-06-07 2020-03-17 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Methods for enhancing and modulating reversible and irreversible electroporation lesions by manipulating pulse waveforms
JP6750085B2 (ja) 2016-07-15 2020-09-02 セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド 細長い医療デバイスの平滑化された画像を生成するための方法およびシステム
US11364072B2 (en) * 2017-01-27 2022-06-21 Medtronic, Inc. Catheter electrodes for energy management
WO2018208795A1 (en) 2017-05-12 2018-11-15 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Electroporation systems and catheters for electroporation systems
EP3852868A4 (en) * 2018-09-18 2022-06-15 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. TREATMENT PLANNING SYSTEM FOR IMMUNOTHERAPY USING NON-THERMAL ABLATION

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000350732A (ja) 1999-05-21 2000-12-19 Gyrus Medical Ltd 電気外科手術システム、電気外科手術用ジェネレータ、および電気外科手術で組織を切断または切除するための方法
JP2018089431A (ja) 2012-08-09 2018-06-14 ユニバーシティ オブ アイオワ リサーチ ファウンデーション カテーテル、カテーテルシステム、及び組織構造を刺通する方法
JP2017506098A (ja) 2014-02-11 2017-03-02 セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド アブレーション・カテーテルおよび関連方法
WO2019133608A1 (en) 2017-12-26 2019-07-04 Gala Therapeutics, Inc. Optimization of energy delivery for various applications
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

Also Published As

Publication number Publication date
JP2023504069A (ja) 2023-02-01
WO2021113463A1 (en) 2021-06-10
EP4044947A1 (en) 2022-08-24
CN113365566A (zh) 2021-09-07
US20210161582A1 (en) 2021-06-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP7459252B2 (ja) 電気穿孔システムおよび方法
JP7165141B2 (ja) エレクトロポレーションシステム及びカテーテルへの通電方法
US20220370125A1 (en) Electroporation system and method of preconditioning tissue for electroporation therapy
US20230285075A1 (en) Electroporation systems and catheters for electroporation systems
US20200405387A1 (en) Systems and methods for limiting arcing in electroporation systems
CN113729918A (zh) 使用不对称波形的电穿孔的系统和方法
JP2022067039A (ja) 不可逆的電気穿孔（ｉｒｅ）への単極性構成の使用
CN113995501A (zh) 用于配设有网篮和球囊的电穿孔设备的系统和方法
US20230200893A1 (en) System for irreversible electroporation
US20220133403A1 (en) Systems and methods for ablation using non-adjacent bipoles
US20210267672A1 (en) Electrode assembly including expandable isolation member
JP7428816B2 (ja) 拡張可能な隔離部材を含む電極アセンブリ
US20230052114A1 (en) Systems and methods for electroporation using asymmetric waveforms and waveforms with reduced burst duration
US20230329769A1 (en) Systems and methods for electroporation using arbitrary electrode addressing
US20230240745A1 (en) Systems and methods for electroporation using waveforms that reduce electrical stimulation
US20220346857A1 (en) Tissue ablation using high-frequency unipolar ire
US20230190364A1 (en) Systems and methods for monitoring return patch impedances
CN112716599A (zh) 包括可膨胀隔离构件的电极组件

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20220921

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20220921

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20230724

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20230801

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20231026

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20231114

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20240209

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20240220

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20240319

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 7459252

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150