JP6600632B2 - 身体の一部への電界治療の適用 - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１３年１２月２７日に出願された米国仮特許出願第６１／９２１，３０４号に対する優先権の利益を主張する。本特許出願は、２０１２年９月１７日に出願された国際出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１２／５５７２６号に関連する。それは、今度は、２０１２年４月２日に出願された国際出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１２／３１９２３号に対する優先権の利益を主張し、かつその一部継続出願である。本出願は、２０１２年９月１７日に出願された国際出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１２／５５７２６号に関連する。それは、今度は、２０１１年９月１７日に出願された米国仮特許出願第６１／５３５，９８６号と、２０１２年１月９日に出願された米国仮特許出願第６１／５８４，３９９号に対する優先権の利益を主張する。本出願は、また、２０１４年３月１７日に出願された米国特許出願第１４／２１５，２１４号にも関連する。それは、今度は、２０１３年３月２０日に出願された米国仮出願第６１／８０３，７７５号と、２０１３年３月２０日に出願された米国仮出願第６１／８０３，７７６号に対する優先権の利益を主張する。上述した特許出願それぞれの開示は、あらゆる目的のため、参照により本明細書に全体として組み込まれる。

開示の分野
本開示は、様々な組織障害を治療する方法及びシステムに関する。特に、本開示は、なかでも、強電界の適用を用いる組織の治療に向けられている。

これまでかなりの期間、医業を営む人々は、様々なやり方で電界を生体組織に適用してきた。本開示は、この技術の状態を改良する。

本開示の目的及び利点は、以下の説明に示されかつそこから明らかとなろう。開示する実施形態の更なる利点は、本明細書に書かれている記載において、また添付図面からも、詳細に指摘される方法及びシステムによって具現化され、達成される。

電界を組織に適用する既知の技法のうち、医学分野におけるこれらの種々の種類の電界適用の大部分は、１）熱的及び２）非熱的に分類することができる。

本出願人が認識したところでは、大部分の熱的電界適用が、標的組織の温度を著しく上昇させて、通常、壊死の過程を通して組織を死なせ、最終的に切除及び焼灼をもたらす。本出願人が観察したところでは、このような過程が、組織のなかの細胞だけでなく、様々な生物学的線維を含む細胞外組織基質に非常に著しい程度まで影響を与える。それらはまた、異なる細胞及び細胞外物質の間の区別も不十分である。影響を受ける組織のなかの多くの蛋白質が、温度上昇を通して変性する。

標的組織のなかの温度上昇をもたらす電界は、多数の異なるやり方で適用し得、様々なパラメータが異なってもよい。いくつかは、周波数が、無線周波及び更にマイクロ波の範囲（１ＭＨｚ〜３００ＭＨｚ）である。この周波数範囲のなかの電界を適用し、その強度及び持続期間が、通常の体温よりも摂氏４０度超上回る組織加熱を数秒を超える時間の間もたらすのに十分であるような適用は、通常、ＲＦ又はマイクロ波切除と呼ばれる。ＲＦ及びマイクロ波温熱療法は、標的組織温度を数分間の間約５〜１０度上昇させる適用である。強力な組織加熱及び焼灼は、また、電界により、組織を貫いて比較的低い周波数の電流を導通させることを通して達成された。いくつかの場合（Ｂｏｖｉｅ刀を外科手術で使用する場合など）において、プラズマと呼ばれるイオン化気体が、標的組織と電流を供給する電極との間に生じ得る。熱的治療において、電界及びそれによって発生する熱の組織のなかへの浸透は、熱拡散及び組織変異過程の反応速度論の詳細に大きく依存する。結果として、熱的効果の深さは、時間だけでなく出力密度にも大きく依存する。

医学分野において非熱的電界効果がもっと広く使用されるようになったのは、おそらくもっと最近であるが、非熱的効果は、電界を用いて神経組織の興奮及び筋収縮を生成したＶｏｌｔａ及びＧａｌｖａｎｉの時代から知られている。明らかに、今日において、電界の非熱的適用には、神経、筋肉及び脳の刺激、傷及び骨治癒の刺激、疼痛管理、遺伝子改変及び抗癌療法が含まれる。医学分野における電界の非熱的適用の重要な特徴は、細胞及び組織の種類が異なると、その効果が異なり得ることである。

例えば、電界が神経線維に沿って向けられ、大きさが約０．５〜５Ｖ／ｃｍで、パルス持続期間が数マイクロ秒であるとき、神経及び筋線維のなかの活動電位を興奮させる効果がある一方、他の細胞及び組織には直ちに顕著な効果がないことが知られている。神経及び筋組織の刺激には、大部分の場合、露出した植込み型伝導性電極（例えば、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社製のペースメーカー装置とともに用いるような）、皮膚を貫く電流の導通（経皮的神経電気刺激すなわちＴＥＮＳ）、及び、経頭蓋磁気刺激（「ＴＭＳ」、例えば、米国特許第４，６７２，９５１号に記載されている。これは、あらゆる目的のため参照により本明細書に全体として組み込まれる）の場合におけるような神経組織のなかの電界を誘導する磁界パルスを用いている。

もっと最近では、約１００〜２００ＫＨｚの周波数範囲と、何時間もの曝露（約２４時間）とを伴う、大きさが約１Ｖ／ｃｍの交番電界が、細胞の増殖を妨げることが示されている（Ｅｉｌｏｎ Ｄ．Ｋｉｒｓｏｎ他、ＰＮＡＳ、１０４巻２４号、１０１５２〜１０１５７ページ）。これは、例えば、Ｎｏｖｏｃｕｒｅ社によって開発された膠芽腫（脳の癌の一種）治療に対する基礎として用いられている。そこでは、電極を頭部の皮膚の上に配置し、数ボルト以内の電圧を５０〜３００ＫＨｚの間の周波数で適用して、脳のなかの標的範囲のなかで約１Ｖ／ｃｍの電界を生成する。

数マイクロ秒から数ミリ秒まで持続し、細胞膜（通常、約５ナノメートル厚である）を横切って約２００〜１０００ｍＶをもたらす電界パルスは、細胞形質膜に細孔を生成すると考えられる電気穿孔効果をもたらすことが知られている。電気穿孔は、数十年にわたり、細胞培養において、ＤＮＡを含む様々な分子を細胞のなかへ移入するために用いられている。これは、多くの場合、形質移入及びそれに続く遺伝子改変を目的とする。電気穿孔効果は、電界の大きさ、パルス繰返し周波数及びパルスの全体数に複雑に依存することが知られている。パルスの周波数、持続期間又は数が十分に大きくなると、細胞は、多くの場合、細胞自滅機構を通して死滅する。

細胞死に至る電気穿孔治療は、不可逆電気穿孔効果（「ＩＲＥ」）として知られている。もっと最近では、電気穿孔が、医学分野において、生体外で細胞を改変するためだけでなく、ヒト及び動物の体内で組織を治療するためにも用いられている。このような適用例には、Ａｎｇｉｏｄｙｎａｍｉｃｓ社によるＮａｎｏｋｎｉｆｅ^ＴＭ装置と呼ばれる装置による治療が含まれる。そこでは、露出した固体伝導性電極を、腫瘍又は肥大した前立腺などの標的組織のなかへ挿入し、電極間の電圧パルスが、電極間に電界をもたらす導通電流を発生させる。通常の状況において、電気穿孔電極は、１〜５ｃｍの間隙で隔てられ、１００〜２０００ボルトの電圧が適用される。電気穿孔治療は、また、医療用途において、化学療法剤の摂取を支援するために提案され、使用されている。

電気穿孔における最近の進歩には、パルス立上り及び立下り時間だけでなく電圧パルス長の短縮が含まれる。電圧適用過程が速くなれば、電界の細胞のなかへの浸透が大きくなる。なぜなら、細胞膜を通る電流が適用電界を遮蔽する時間がないからである。しかし、上述したように絶縁していない電極で強力な電界を印加すると、（熱を介する）局所的な組織壊死及び電気分解が発生し、電極の近くの過度な損傷及び瘢痕形成につながり得る。いわゆる非熱的不可逆電気穿孔（ＩＲＥ又はＮＴＩＲＥ）は、裸電極で可能であるが、電界強度及びパルス繰返し頻度が厳しく制限される［Ｄａｖａｌｏｓ、２０１２］。実際的な限界は、繰返し頻度１Ｈｚ、電界強度１０００から２０００Ｖ／ｃｍ、パルス幅５０から１００マイクロ秒で、約１００パルスである。これらの治療パラメータにより、治療時間が非常に長くなり、かつ／又は、治療範囲が限られることになる。

非熱的電界治療の別の例には、無線周波数又はマイクロ波周波数の電磁界のパルスを、体内の細胞及び組織に適用するものがある。このような治療における電界の強度は、組織を加熱するために採用される強度と同様である。しかし、パルスを数ミリ秒より短くし、パルス繰返し周波数を制限することにより、加熱効果を回避できる。非熱的電界治療のこのような適用は、主に創傷ケアで適用され、創傷がより迅速に治癒するのに役立つことが示唆されている。一例として、Ｄｉａｐｕｌｓｅ^ＴＭ装置を用いるこのような治療が報告されている。そこでは、周波数範囲が２５〜３０ＭＨｚの電磁界を、毎秒１０〜８００パルスの頻度でパルスし、各パルスが通常１００マイクロ秒未満持続する（例えば、「Ｗｏｕｎｄ Ｃａｒｅ： Ａ Ｃｏｌｌａｂｏｒａｔｉｖｅ Ｐｒａｃｔｉｃｅ Ｍａｎｕａｌ ｆｏｒ Ｈｅａｌｔｈ Ｐｒｏｆｅｓｓｉｏｎａｌｓ」Ｃａｒｒｉｅ Ｓｕｓｓｍａｎ及びＢａｒｂａｒａ Ｂａｔｅｓ−Ｊｅｎｓｅｎ著、Ｋｌｕｗｅｒ Ｈｅａｌｔｈ、５８０〜５８３ページ参照）。パルス頻度が速くなり、又はパルスが長くなると、組織加熱を招くようである。電磁界は、パルス状電磁界発生器を導波管（これは、アンテナによって終端してもよい。）に結合することにより、組織に適用される。組織とアンテナとの間の接触は不要であるが、アンテナを標的組織に近接して配置することが望ましいかもしれない。

いくつかの場合において、導通電流を電極から組織のなかへ流す必要なく、組織のなかで電界を生成し得る。典型的には、ＲＦ及びマイクロ波に基づく電磁界治療の場合である。また、パルス状磁界を用いて組織のなかの電界を誘導する場合もである。このような場合において、組織のなかでの電界の大きさは、通常、比較的弱く、治療には、多くの場合、長期間（数時間）の電界曝露が必要となる。

他の場合、特に、比較的低い周波数、長い（１秒超の）パルス長、又は大きい電界が必要な場合において、露出した伝導性電極を通る電流は、組織を貫いて別の電極に向かう。必要な電界及び必要な導通電流が比較的小さい場合、電気化学過程が、露出した伝導性電極の付近で比較的低い強度で生じる。もっと強力な電界（マイクロ秒長のパルスで電気穿孔治療に多くの場合必要とされるような）をもたらすもっと強力な電流は、電極の近くで著しくもっと強力な電気化学過程及び発熱をもたらすかもしれない。これにより、電極の近くに著しい望ましくない組織損傷が生じ得る。これは、どこも実質的に加熱することなく、非常に局所化して組織を治療したい場合、又は加熱効果を別個に制御したい場合、特に問題となり得る。このような効果が非常に望ましくない医療用途のいくつかの例には、脳組織の治療、並びに、血管、心室、腸腔、食道、結腸直腸通路、気管支、泌尿器通路、鼻通路及び皮膚の中又は周囲に見られるものなど、組織壁の近くの薄い組織層の治療が含まれる。数マイクロ秒持続する電界のパルスは、また、神経及び筋肉を興奮させ得る。これは、ナノ秒長パルスを採用することにより、回避できる可能性がある（特に、電界の方向が神経線維の方向に対して垂直である場合）。しかし、組織のなかで電極の間を流れる電流には、依然として問題がある。

本開示の目的は、熱及び／又は気泡が電極の近くで発生すること（これは、導通電流によって駆動される電極における電気化学過程が原因で生じるかもしれない）を回避するため、導通電流又は導通電流運搬電極を使用することなく、組織のなかで強力な電界を適用するシステム及び方法を提供することである。

いくつかの実施形態において、本開示は、生体組織の領域を治療するシステムを提供する。これは、複数のパルスを有する時変電界を発生させるよう構成された電気信号発生器を含む。前記複数のパルスは、それぞれ、立上り及び立下り時間が約１〜１００マイクロ秒の間持続し、約２〜２００マイクロ秒の間の持続期間の間持続する。本システムは、更に、対象解剖学的領域に近接して配置されて時変電界を対象解剖学的領域に印加するよう構成された、少なくとも一つの電極を含み得る。電界は、ピークの大きさが約１００〜１００，０００Ｖ／ｃｍのの間であり得る。対象解剖学的領域における組織のなかでの電界のピーク値は、電圧変動率により、及び、電気信号発生器によって課されるピーク電圧により、制御され得る。本システムは、更に、少なくとも一つの電極と対象解剖学的領域との間に配置されるよう構成された電流制限障壁層を含み得る。

本開示は、また、生体組織の領域を治療するシステムの実施形態を提供する。これは、複数のパルスを有する時変電界を発生させるよう構成された電気信号発生器を含む。前記複数のパルスは、それぞれ、立上り及び立下り時間が約１〜１０００ナノ秒の間持続し、約２〜２０００ナノ秒の間の持続期間の間持続する。本システムは、更に、対象解剖学的領域に近接して配置されて時変電界を対象解剖学的領域に印加するよう構成された少なくとも一つの電極を含み得る。電界は、ピークの大きさが約１００〜１００，０００Ｖ／ｃｍの間であり得る。対象解剖学的領域における組織のなかでの電界のピーク値は、電圧変動率により、及び、電気信号発生器によって課されるピーク電圧により、制御され得る。本システムは、更に、少なくとも一つの電極と対象解剖学的領域との間に配置されるよう構成された電流制限障壁層を含み得る。

電流制限障壁は、なかでも、（ｉ）厚さが約１〜２０００マイクロメートルの間である絶縁材料、（ｉｉ）気体充填間隙を横切る電界が気体充填間隙のなかでの気体のイオン化閾値を超えたとき、それを貫く電流を導通し始める気体充填間隙、及び、（ｉｉｉ）イオン伝導性の液体又はポリマー、のうち一つ以上を含み得る。少なくとも一つの電極は、電界を対象解剖学的領域に適用するよう構成され得る。これは、対象解剖学的領域のなかで前記電極に対して主に垂直又は接する方向に向けられる。少なくとも一つの電極は、膨張可能部材の表面に近接して形成され得る。これは、選択的に膨らんで少なくとも一つの電極を対象解剖学的領域に近接させることができる。少なくとも一つの電極は、パターン形成され得る。パターン形成は、なかでも、露出した導体及び絶縁材料が交互にある領域、又は厚さの異なる絶縁材料が交互にある領域によって画定され得る。少なくとも一つの電極は、可撓性を有しかつ／又は弾性を有し得る。

いくつかの実施態様において、少なくとも一つの電極は、中心軸を囲む複数の長尺導体を含み得る。これは、中心軸から放射状外側へ向けて展開し得る。複数の長尺導体は、その全長に実質的に沿った絶縁層を含み得る。絶縁層の厚さは、複数の長尺導体の長さに沿って、直線的、非直線的又は段階的に変化し得る。絶縁層の厚さは、対象解剖学的領域に近接して配置されるよう構成された、複数の長尺導体の部分に沿って小さくなり得る。複数の長尺導体は、対象解剖学的領域に近接して配置されるよう構成された、複数の長尺導体の部分に沿って部分的に絶縁され得る。

本開示は、更に、本明細書で開示した任意のシステムを使用して、電界を対象解剖学的領域に適用することを含む方法を提供する。対象解剖学的領域は、約十分の一秒と約一時間との間、約五秒と約二十分との間、約三十秒と約十分との間、約三分と約七分との間の時間、又は、一秒と一万秒との間の任意の一秒単位の時間の間、電界に曝露され得る。対象解剖学的領域は、動物又は人の上又は中にあり得る。

理解されるべきことは、上述した概略的な説明及び以下の詳細な説明は、どちらも、例示的であり、本明細書で開示する実施形態の更なる説明を提供することを意図することである。添付図面は、本明細書に組み込まれてその一部を構成し、本開示の方法及びシステムの更なる理解を例示し提供するために含まれている。本説明とともに、本図面は、開示する実施形態の原理を説明する役割を果たす。

組織のなかの電界発生を計算するための例示的な幾何学的に簡略化されたモデルを示す概略図。 電界に対する皮膚組織の比誘電率及び伝導率の典型的な周波数応答を示す概略図。 典型的な電圧パルス形状の概略図。 例示的なパッチ電極の概略図。 本開示にしたがって作製された例示的な装置の概略図。 本開示にしたがって作製された更なる例示的な装置の概略図。 本開示にしたがって作製された更なる例示的な装置の概略図。 本開示にしたがって作製された更なる例示的な装置の概略図。 本開示にしたがって更なる実施形態を例示する。 本開示にしたがって電極プローブの更なる実施形態を例示する。 凹状治療端を有する長尺絶縁電極を例示する。 図１０Ａの実施形態の断面を例示する。更に、 図１０Ａの電極の変形を例示する。ここでは、凹状治療端がプローブの側面にある。 電極頭部の更なる実施形態を例示する。 磁気的に補助された操縦カテーテルシステムの第一実施形態の斜視図。 図１２Ａのシステムの遠位端の断面詳細であり、このシステムを貫いて挿入されたガイドワイヤを示す。 図１２Ｂのシステムの線３−３に沿った断面。 電界を組織に適用する装置の更なる実施形態を例示する。 本開示にしたがう更なる装置の先端の正面断面図。 本開示にしたがって更なる治療装置を例示する。 本開示にしたがって更なる治療装置を更に例示する。 本開示にしたがって更なる治療装置をまた更に例示する。 本開示の更なる実施形態を例示する。 本開示の更なる実施形態を更に例示する。

ここで、本開示の現時点で好ましい実施形態に詳細に言及し、その例を、添付図面に例示する。開示する実施形態の方法及び対応する工程は、例示的なシステムの詳細な説明とともに記載される。

医学分野において電界の使用に迫る著しい難題は、電界パルスの大きさ、立上り及び立下り時間、持続期間並びに時間波形、並びに、電界が組織のなかへ浸透する深さを制御しつつ、電極の近くの導通電流に付随する熱的効果及び電気化学効果を回避することに関する。ここでは、簡略化モデルを使用して、これらの電界パラメータを制御し得る方法のいくつかを記載する。

図１に例示したこの簡略化モデルにおいて、一層の組織が二つの伝導性電極の間に配置されている。組織と電極との間に、誘電絶縁材料、抵抗性、半伝導性又は他の材料の一層以上の分離層を配置することにより、１）組織を通る電流の導通及びそのような導通に付随する加熱又は化学過程を防止し又は制限し、２）不規則な形状の組織表面と電界制御装置の表面との間が適合的に接触できるようにしてもよい。固体絶縁材料のほかに、熱的加熱又は光励起を介して電界浸透を制御でき得る半伝導性材料を使用してもよい。不規則な組織表面に適合し得る、液状、クリーム状又はゲルタイプの絶縁性、伝導性又は半伝導性材料を使用してもよい。このような液体、クリーム又はゲルは、好適な適用手段（手作業による適用、噴霧、注入、灌注など）を介して標的治療面に適用できる。更には、気体又はイオン化気体材料（プラズマ）を、組織と伝導性固体電極との間の分離層として使用してもよい。これらの材料は、また、二つ三つ、四つなどの任意の組合せでも使用し得る。

電界パラメータにおける電極の形状の影響は、この簡略化モデルでは考慮しない。むしろ、これについては後述する。代わりに、電極、分離材料及び組織は、界面が平面であると仮定し、境界平面内で無限に広がっている。これにより、事実上、材料界面に対して垂直な電界が材料界面でのみ変化できる。誘電絶縁体の結合された厚さをλ_ｄとし、組織の厚さをλ_ｔとする。

このモデルのなかの材料について、比誘電率ｋ及び伝導率σのパラメータによって記述する。比誘電率は、材料の誘電率εの、真空の誘電率ε_０≒１０〜１１ファラッド／ｍに対する比である。伝導率は、熱へのエネルギー散逸に関与する有効導通電流密度と電界との間の比例係数である。

以下の考察において、簡潔性のために、伝導性電極と組織との間に配置された分離層の伝導率はゼロであると仮定する。この誘電材料の周波数に依存しない比誘電定数ｋ_ｄは、実際の材料によって、大きさが約２から１０まで（又はその間の任意の０．１単位）変化してもよい。一般に、分離層の伝導率は、熱へのエネルギー散逸と、適用電圧に対するもっと低速な応答とに寄与する。組織の電気伝導率は、細胞密度、細胞の種類及び含水量に応じて著しく変化し得る。しかし、大部分の組織では、１ＧＨｚ未満の周波数において１Ｓ／ｍ未満に留まる。組織の比誘電率もまた、著しく変化してよい。多くの場合、いわゆるα分散周波数（通常は約１０^４〜１０^６Ｈｚ）付近未満の周波数で極めて大きく（１０^３〜１０^７）、β分散周波数（通常は約１０^７〜１０^８Ｈｚ）で約１０^２（水の比誘電率）まで低下し、その後、γ分散周波数（約１０^１０Ｈｚ）超の周波数で１０^２未満に低下する。

一例として、皮膚を標的組織と考える場合、比誘電率ｋ_ｔ及び伝導率σ_ｔは、図２（多数の情報源から収集され、Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．４１（１９９６）２２３１〜２２４９で発表された、Ｃ．Ｇａｂｒｉｅｌ、Ｓ．Ｇａｂｒｉｅｌ及びＥ．Ｃｏｒｔｈｏｕｔによって吟味されたデータ）で、周波数の関数として与えられる。

電極に適用された電圧の典型的な時間依存波形は、図３に示すような形状を有してもよい。これは、パルスとして解釈し得る。なぜなら、通常、正弦波関数ｓｉｎ（２πｆ_０ｔ）（ｆ_０は、振動周波数）などの振動関数と、矩形パルス

（Ｒは、パルスのなかでの振動周期の数）のような関数との積として表現できるからである。この数は、パルスのなかで１未満の振動周期が生じる場合、１未満であり得る。したがって、電圧パルスの簡略化モデルは、

であってもよい。

線形システムの数学モデルにおいて、多くの場合、時変関数の代わりに、フェーザと呼ばれるフーリエ変換された変数を使用するのが便利である。上記パルスのフーリエ変換は、それにしたがって

と書くことができる。ただし、

典型的なパルスのフーリエ変換は、フェーザ表示において、パルスの中心周波数が振動周波数ｆ_０であり、そのパルスに付随する周波数の帯域福は、約Δｆ＝２π／τ＝２πｆ_０／Ｒの範囲にわたることを説明する。これにより、約１／τの周波数でのフェーザを、およその持続期間τのパルスに使用することが正当化される。

下記で考慮する様々な場合において、組織伝導率は、対象となるすべての周波数において、一定であり、約１Ｓ／ｍの値を有すると仮定する。一方、組織の比誘電率は、電界置換「Ｄチルダ_ｔ」と電界「Ｅチルダ_ｔ」とのフェーザの間の以下の関係と矛盾しない値をとる。

ただし、ｊ＝√（−１）、ｆは電界フェーザ周波数、ｋ_ｔ０＝１０^４は、α分散周波数ｆ_α＝１０^６Ｈｚ未満の周波数における組織の比誘電率、ｆ_β＝１０^８はβ分散周波数である。上記関係の漸近ボード線図を、図２における実際のデータの上に黒い実線で重ね合させて、この関係が、文献に見られるデータを、いかによく近似しているかを説明する。ｊ２πｆを乗じる代わりに時間微分を使用し、フェーザの代わりに時間依存量それ自体を使用することにより、フェーザの関係を実際の時間依存量の間の関係に変換してもよい。

組織と誘電絶縁体との間の境界条件から、誘電絶縁体及び組織における電界のフェーザの間の以下の関係が得られる。

（５）から「Ｅチルダ_ｄ」を、（３）からｋ_ｔ（ｆ）を見つけて、（４）に代入すると、

が得られる。ここで、

とする。

上述した湿潤皮膚に典型的な数字を使用し、誘電絶縁体の比誘電率の中間値ｋ_ｄ＝５を仮定すると、

方程式（６）より、明らかに、電圧Ｖが時間において非常にゆっくり変化し、周波数ｆがゼロに近い場合、組織のなかに電界は存在しない。これは、導通電流が電極から組織のなかへ流れることができないシステムの基本特性である。導通電流が電極から組織を通って流れることができる場合、電界は、組織のなかで長期間維持され得る。しかし、方程式（６）が説明するところによれば、周波数が大きくなると、電界は、組織のなかへ印加され、そのなかでいくらかの時間維持され得る。この場合において、特性時間τ_ｄは、電界エネルギーが組織から誘電絶縁体のなかへ移送されるのにかかる時間として、物理的に解釈できる。特性周波数ｆ_ｄは、この時間の逆数である。特性時間τ_ｔは、組織のなかで電界が熱へエネルギー散逸する最大時間と見ることができる。ｆ_ｔは、この電界エネルギー散逸時間の逆数である。この特性周波数を使用して、方程式（６）は

と書ける。

ここで、いくつかの異なる動作モードを考えることが有用である。これを使用して、絶縁電極を用いて大きさ及び持続期間が異なる電界を組織のなかへ印加し得る。

モード１：マイクロ秒長の電界パルス、組織の誘電体厚さに対する比が小から中（λ_ｔ／λ_ｄ＝１０〜５０）
持続期間が１〜１０マイクロ秒オーダー長の電圧パルスを使用すると、動作の周波数は、約ｆ＝０．１〜１ＭＨｚになる。この場合において、

上記方程式が説明するところによれば、マイクロ秒パルスの動作モードにおいて、組織のなかでの電界は、電圧それ自体よりもむしろ、電極の間に適用される電圧の変化率に比例する。組織厚さを約１ｃｍ、誘電絶縁体厚さを約λ_ｄ＝２００マイクロメートル（λ_ｔ／λ_ｄ＝５０）、電圧の大きさを約１０ｋＶとし、１から１０マイクロ秒までの範囲のパルス長を仮定すると、

となる。

この電界は、誘電絶縁体の厚さを約１００マイクロメートルまで減らし、ピーク電圧を約２０ｋＶまで上昇させることにより、更に約４５Ｖ／ｃｍまで大きくなり得る。興味深いことに、方程式（１１）によれば、組織のなかでの電界は、このモードにおいて組織の誘電率から事実上独立にある。これは、電気穿孔が施される組織が非常に不均質な誘電率を有し、しかし依然として隅々まで同じ電界を適用したい、いくつかの状況において、有利であり得る。

モード２：ナノ秒長電界パルス、組織の誘電体厚さに対する比が小から中（λ_ｔ／λ_ｄ＝１０〜５０）
持続期間が１０ナノ秒オーダー長の電圧パルスを使用すると、動作の周波数は、約ｆ＝０．１ＧＨｚになる。この場合において、

上記を（６）に代入すると、（６）の右辺の第二項が支配的であり、その結果、

となる。無次元量

は、重要なシステムパラメータと見ることができる。これは、ナノ秒パルス状電圧モードにおいて組織のなかで適用された電圧を電界に変換する有効性を制御する。この量は、通常、誘電絶縁体の誘電率だけでなく、組織最大誘電率、様々な臨界組織分散周波数の値、組織伝導率にも依存して変化する。よって、方程式（１５）が説明するところによれば、ナノ秒モードにおいて、組織のなかでの電界は、組織の電気的特性のすべてに敏感であり、組織伝導率のみに敏感なマイクロ秒動作モードとは対照的である。また、これが説明するところによれば、適切な電圧パルスパラメータを選択することにより、組織選択的電界浸透を増減することが可能である。

上記方程式（１５）が説明するところによれば、この動作モードにおける組織のなかでの電界は、電圧増加率からほぼ独立している（電圧の増加及び減少が、１０ナノ秒パルスを確保するのに十分高速である限り）。その代わり、電界は、電圧とともに実際に増加する。物理的に、これは、組織を通る導通電流がこの動作モードにおいて無視できるという事実による。組織厚さを約１ｃｍ、誘電絶縁体厚さを約λ_ｄ＝２００マイクロメートル（λ_ｔ／λ_ｄ＝５０）、電圧の大きさを約１０ｋＶとすると、

となる。

したがって、１０ナノ秒以下のパルスを使用すると、電気穿孔電界オーダーのピーク電界の大きさを達成でき、電界パルスの持続期間は、一般的な電気穿孔パルスより約１０^３〜１０^６倍短い。このような電界パルスは、実際に、標的組織のなかで細胞を電気穿孔しないかもしれないが、これを使用して、細胞挙動に重大な影響を与え得る。組織のなかでの電界の変化率が（１４）における電界の大きさに対応すると仮定し、増加率が約５ナノ秒（パルス長の半分）であると仮定すると、電界変化率は５×１０^１１Ｖ／（ｃｍ・ｓ）になる。

非熱的治療が望ましい場合、電界がいかにして組織加熱に寄与し、パルスの周波数、長さ及び電界強度の何が限界であるかを理解することは重要である。組織のなかでの電界による時間平均出力密度堆積は、

から推定できる。ただし、ｆ_ｐはパルス適用周波数である。ナノ秒モードにおいて、例えば、ピーク電界が約１×１０^３（Ｖ／ｃｍ）になるとき、時間平均出力堆積は、約１０^−１（Ｗ／ｃｍ^３）である一方、マイクロ秒モードにおいて、ピーク電界が約５０（Ｖ／ｃｍ）であり、パルスが同じ割合で適用されると、０．２５×１０^−１（Ｗ／ｃｍ^３）である。出力堆積率は、どちらも、同じオーダーの大きさである。このような出力堆積による組織温度上昇を推定するため、伝熱の問題を簡略化し、代謝活性による発熱と組織の血液灌流による除熱とを無視し得る。この仮定により、熱は、電界を施す領域から出るほうにのみ伝導し得る。簡略化のため、更に、約ａ＝１ｃｍ半径の球状組織体積の中心で電界が熱を発生している状況を考える。定常状態において、電界加熱された球状体積の周りの温度分布は、

となる。ただし、ξ≒０．５Ｗｍ^−１Ｋ^−１＝５０Ｗｃｍ^−１Ｋ^−１である。この定常状態分布における最大温度は、電界加熱された球状体積の表面で生じ、

となる。

明らかに、電界による時間平均出力堆積がＰ_Ｅ＝１０^−１（Ｗ／ｃｍ^３）のオーダーである場合、最大温度は、通常の体温より数分の一度ケルビン高いだけである。血液灌流によりこの温度上昇が更に低減する。したがって、ナノ秒及びマイクロ秒モードの治療は、組織体積が数立方センチメートルに限られるとき、非熱的とみなし得る。

上記モデルは、電極が平面であり、無限に広がっていると仮定することにより、組織のなかでの電界の計算を簡略化している。もっと現実的な状況において、適切な大きさの電極を選択し、かつ、電極の間を適切な距離空けることにより、組織のなかへの電界浸透の深さ又は組織界面に沿ったその広がりを制限するよう、電極の形状を選択し得る。

電極間の導通電流を制限しつつ、組織のなかで電界を生成する利点の１つは、単一の電極のみを使用し、組織の上又は中に第二の電極を配置することを避けられるようになることである。これは、電界を、皮膚表面の近くに、又は、肺、腸組織、食道組織、腹膜組織及び他の同様な組織を含む様々な他の組織の表面の近くに適用する場合、特に有利である。実質的な電界を、組織のなかで表面に孔を開けることなく、単一電極を用いて生成し得る一例が、絶縁パッチ電極の実施形態である。

絶縁パッチ電極の動作を例示する目的のため、この実施形態の一つの可能な実施態様を考える。ここでは、金属材料から作製し得る薄い導体を、誘電絶縁体の薄い層で囲み、皮膚の表面の上に配置する。分析的近似モデルを導出する目的のため、薄い導体は、薄い円形の円盤形態の形状であるとし、それを囲む絶縁体は、扁球状回転楕円体の形状を有するとする。これを図４に例示する。ここでは、組織の表面の上のこのパッチの断面が、パッチ電極の寸法（これは、近似分析的モデルを導出する目的のため、無限であると仮定する）よりはるかに大きい厚さを有すると仮定する。

示し得るところでは、一定電位の面（等電位面）が、一群の扁球状回転楕円体を形成する（誘電絶縁体もまた、扁球状回転楕円体であり、その表面が等電位面の同じ群に属する場合）。原点を伝導性円盤電極の中心に配置し、ρ及びｚが、それぞれ、円盤に対して垂直な軸からの距離及びその軸に沿った減点からの距離を示すとする（図４参照）と、等電位である一群の扁球状回転楕円体は、

となる。ただし、ａは円盤の半径であり、変数ηは各表面を記述する。円盤の表面は、η＝０に対応し、ηの値が増えると、それに対応して、扁球状回転楕円体表面が大きくなる。（２１）から示し得るところによれば、

かつ、ρ＝０であるｚ軸において

既知のとおり（例えば、Ｗ．Ｒ．Ｓｍｙｔｈｅ「Ｓｔａｔｉｃ ａｎｄ Ｄｙｎａｍｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｉｃｉｔｙ」第三版，ＭｃＧｒａｗ−Ｈｉｌｌ，ニューヨーク，１９６８年参照）、ここで考えている対称性が高い場合において、円盤電極による電位は、

の形式で表現し得る。ただし、「φチルダ」は時変電位のフェーザを示し、係数Ａ及びＢは境界条件を満足するよう選択される。この境界条件には、ａ）円盤電極上の電位を指定する値、ｂ）組織と誘電絶縁体との間の界面を横切る電位が連続していること、ｃ）組織と誘電絶縁体との間の界面に対して垂直な電界変位が、表面電荷密度の量により、不連続であること、及び、ｄ）電極円盤及び誘電絶縁体から遠く離れると電位が零になること、が含まれる。上記静電問題に対する最終解を見つけるため、解の体積を２つに分割して、誘電体内及び組織内とすると便利である。（２４）を用いると、誘電体内の電位のフェーザは、

と書ける。

（２３）を用いると、円盤軸（ｚ軸）上において、

となり、この軸上における電界のフェーザは、（２６）から微分により、

となる。

組織のなかにおいて、電位のフェーザは、

と書ける。

（２３）を用いると、円盤軸（ｚ軸）上において、

となり、この軸上における電界フェーザは、

となる。

組織のなかの電界式の形式は、自動的に、電極から遠く離れた境界条件（電位が零であるになる）を満足する。したがって、境界条件から、残る三つの係数が得られる。すなわち、Ａ_ｄ、Ｂ_ｄ及びＡ_ｔである。軸上における誘電体の厚さをλ_ｄとすると、電位連続性の境界条件は、

となる。

組織と誘電体との間の界面における電界変位についての境界条件は、条件（４）と同じであり、この場合、

と書ける。

上記を用いると、

となる。

最後に、円盤導体上において指定されたフェーザ電位「Ｖチルダ」についての境界条件は、

である。

この境界条件をすべて合わせると、

となり、パッチの軸上における組織のなかの電界フェーザに対する式は、

である。

式（３６）が明らかにするところによれば、組織のなかの電界は、電極からの軸方向距離が電極半径の数分の一であれば、ほぼ一定である。例えば、距離ｚ＝０．３３ａにおいて、量

であり、ｚ＝０．５ａにおいて、

である。

したがって、軸方向距離が電極半径の約半分であっても、組織のなかでの電界は、ゆっくりと変化する。しかし、ｚ≫ａである場合、

これが示すところによれば、電界は、軸方向距離の二乗に反比例して素早く減衰する。軸方向距離が電極円盤半径の約３倍に等しいと、電界は、円盤から近接したところで見られる値の約１０％まで減衰する。これが示唆するに、その領域のなかの組織が電極径の数倍のオーダー厚さである場合、パッチ電極又は他の任意の絶縁表面電極は、電極径の約半分未満の距離においてほぼ均一な電界を組織のなかに提供する。

パッチを用いて得ることができる電界の大きさを議論するためには、再び、異なる電界適用モードを考えることに価値がある。すべてのモードについて、薄い誘電体λ_ｄ／ａ≪１の場合が、特に有用である。この場合において、ｚ／ａ＜０．５のとき、

となり、（３９）は、

となる。

ここで、ナノ秒（１０ナノ秒オーダー）を採用する動作モードを考える。このモードにおいて、（３）における組織モデルを用いると、

となる。ただし、パラメータｆ_ｔ及びｆ_ｄは方程式（７）で定められ、ｆ_α及びｆ_βは組織モデルにおける低い方及び高い方の分散周波数であり、量ｇは皮膚モデルについて方程式（１６）で定められる。一例として、具体的なパラメータａ＝０．５ｃｍ、λ_ｄ＝５００μｍ＝５×１０^−２ｃｍを考えると、

となる。

ピーク電圧が１０ｋＶである場合、これより、電界の大きさは、組織のなかでパッチの下、約０．２５ｃｍの深さまで約１ｋＶ／ｃｍになる。

この電極は、身体の外部又は内部に適用し得る。これは、種々の位置決め及び保持手段によって、適所に位置決めし保持し得る。位置決め手段には、手によるもの、カテーテル及び／又はガイドワイヤ位置決め及び展開器、又は内視鏡若しくは気管支鏡若しくは他の同様な位置決め及び展開手段が含まれる。保持手段には、手の圧力によるもの、接着剤、ゴム紐若しくはＶｅｌｃｒｏ紐、又は他の機械的取付手段が含まれる。電極は、身体の標的治療範囲と密接に接触させるため、剛性、可撓性又は適合的材料（伝導性ゲルが充填された薄い可撓性シート又はマスクなど）から作製される。確実に、適用される電界を適切に分布させ、発熱をもたらし得る表面プラズマが発生する可能性を最小化するため、随意に、ヒドロゲルなどのゲルを電極及び標的範囲の間に適用してもよい。

「パッチ様」電極の更なる構成及び他の構成については後述する。後述する電極を使用して、上述した電界を組織に適用すると、標的細胞（腫瘍、癌腫、病変、嚢胞又は他の望ましくない成長など）を、細胞自滅又は壊死により死滅させ、周囲又は下にある組織を無傷に保つことができる。更に、例えばメラニン形成を妨害するため、電界を皮膚に適用して、美容施術をすることができる。過度に色素沈着した組織を局所的に死滅させ、又は、メラニン形勢を妨害すること、すなわち治癒により、皮膚を正常な色素沈着に戻し、なかでも、日光黒子（褐色の「肝」斑）、そばかす、しみ、肝斑、色素性母斑（母斑又は黒あざ）、目の下のくま、炎症後色素沈着過剰及び黒色表皮腫などの色素沈着過剰の状態を治療できる。電極設計及び治療パラメータの具体的な目標は、周りの組織に拡散し所望の治療の範囲を超えて損傷をもたらし得る熱の発生を最小化することである。周りの組織の保護は、身体の繊細な範囲（血管、心室及び動脈、食道、結腸直腸通路、胃、尿道、婦人科系の通路及び組織、鼻通路並びに気管支など）において特に望ましい。

本明細書に記載する電極形状は、すべて、分離層（例えば絶縁層）を有する。これは、望ましくない電気化学反応、反応種の作成、電気分解及び加熱を招く導通電流(これらは、組織壊死をもたらし得る。）の量を徹底的に制限する。このような電極設計により、はるかに高い強度の電界を発生できる。これは、繊細な管や腔の壁に危害を加えずに、標的となった細胞をもっと速く、かつ、もっと広い範囲にわたって死滅させることができる。

様々な針を基礎とする電極又は多針配列が、また、従来技術において提案されている。これらの構成は、治療を受ける標的組織（腫瘍など）に挿入されるべく設計されている。このような針を基礎とする技術は、繊細で壁が薄い内部管又は体腔の近くの標的細胞を死滅させるには、あまり適さない。これらの構造を穿孔する危険が高いからである。標的範囲が複数又は大きい場合、治療時間が遅くなり得る。なぜなら、針を基礎とするシステムは、各標的のなかへ注意深く再配置し再挿入しなければならないからである。最後に、このような電極は、非常に不均一かつ集中した電界を生成し得る。これにより、最小限の又は局所的な「スパーク」で治療が不均一となり、最悪の場合、損傷をもたらす。

以下の基準は、最適な電極形状の選択に役立つ。
１．電極と標的治療範囲との間の距離が、明確に画定され、繰返し可能。
２．標的治療範囲の大きさ、曲率及び局所分布（管又は小室の曲率、直径及び長さなど）の変化に適応可能。
３．（１）及び（２）の目標を満たしつつ、治療の範囲を最大化。
４．製造／組立の容易さ。
５．治療目的のために十分な電界及び／又はプラズマを発生させるのに必要な電圧を最小化。動作電圧が低くなれば、電源及び関連する電子機器のコスト及び大きさを低減できる。
６．電界の不均一性の発生を最小化。これは、非常に局所化した一又は複数の範囲のなかへ電気エネルギーが集中するプラズマスパーク（稲妻のような高温プラズマの「流れ」）の発生をもたらし得る。
７．静止したままでは標的範囲全体を治療できない場合に、電極を走査可能。

これらの要件を満たす電極の一実施形態は、絶縁された導体の針、ロッド又はワイヤである。これは、尖端又は丸端の効果器を有し、針／ロッド／ワイヤの長さに沿ってよりもわずかに薄い誘電体被膜を伴う。絶縁された針の場合において、針を、腫瘍又は治療を受ける他の標的組織の中心のなかへ挿入する。作動に先立ち、発生器の設定を調整して、印加する電界の大きさを、標的組織の大きさに調和させる。ロッドの場合において、所望の体内構造（腔又は管）のなかへ差し込み、丸端効果器を腔又は管の壁に接触して配置する。

高電圧波形発生器を作動させると、電界が、接触範囲の周りの円形領域に集中する。米国特許第８，５８３，２６０号、第７，８５０，６８５号、第８，３９４，０９１号、第８，４１９，６８１号、第６，５８５，７１８号、第５，４８０，３８２号及び第５，３１８，５２５号に示されるような、電極構成だけでなく操縦及び偏向機構を、このような印加カテーテルで使用できる。対象となる更なる実施形態が、２００３年４月２９日に出願された米国特許出願第１０／４２６，９２３号及び２００４年１月９日に出願された米国特許出願第１０／７５４，４４５号に開示されている。本明細書で参照したすべての特許及び刊行物は、あらゆる目的のため、参照により本明細書に全体として組み込まれる。これらの機構により、治療電極を標的範囲へ向けて体内へ差し込み、接触させることができる。上述した特許では、裸電極が、無線周波発生器に接続されるのに対し、本実施形態における電極は、上述したように、絶縁され、高電圧波形発生器に接続される。更に留意すべきことに、前記印加装置の中の配線が十分に絶縁され、前記印加装置に沿った絶縁破壊を防止しければならない。必要な絶縁の量は、適用される電圧による。このようなシステムは、確実に、効果器が治療の間、身体の管又は腔との接触を維持するため、依然として操作者に頼っている。

その代わりとして、カテーテルを前もって成形して標的生理機能に適合させ、カテーテルを治療部位（米国特許第８，５３５，３０３号及び第８，４８６，０６２号に示されるように、心臓の壁など）に差し込むと、治療電極が自動的に標的範囲に密接に接触して配置されるようにしてもよい。上述した特許は、あらゆる目的のため、本明細書に組み込まれる。

図５に示した別の実施形態において、上述した伝導性ロッドは、効果器（端部が丸く又は平坦である）に沿って軸方向に伸びる複数の絶縁された電気構造（ワイヤ又はワイヤ追跡）を有する。特に、図５は、操縦可能な電極先端（１）を有するカテーテルを示す。カテーテル（２）が所望の位置まで前進すると、カテーテルハブ（３）を保持し、スタイレットハブ（４）を末端方向に動かして、先端（１）を延ばすことにより、先端（１）が延びる。その後、先端は、標的範囲まで希望通りに回転し得る。スタイレットは、本明細書に記載したように、波形発生器に接続される（不図示）。

ワイヤ追跡の対は、交互に、パルス発生器からの高電圧及び接地に電気接続される。前述のとおり、ロッドが、所望の体内構造（腔又は管）のなかへ差し込まれ、効果器が、標的範囲と接触して配置される。米国特許第８，５８３，２６０号、第７，８５０，６８５号、第８，３９４，０９１号、第８，４１９，６８１号、第６，５８５，７１８号、第５，４８０，３８２号及び第５，３１８，５２５号に示されるような、電極構成だけでなく操縦及び偏向機構を、このような印加カテーテルで使用できる。これらの機構により、治療電極を標的範囲へ向けて体内へ差し込み、接触させることができる。上述した特許は、あらゆる目的のため、本明細書に組み込まれる。上述した特許では、裸電極が、無線周波発生器に接続されるのに対し、本実施形態における電極は、上述したように、絶縁され、高電圧波形発生器に接続される。更に留意すべきことに、前記印加装置の中の配線が十分に絶縁され、前記印加装置に沿った絶縁破壊を防止しなければならない。必要な絶縁の量は、適用される電圧による。その代わりとして、カテーテルを前もって成形して標的生理機能に適合させ、カテーテルを治療部位に差し込むと、治療電極が自動的に標的範囲に密接に接触して配置されるようにしてもよい。パルス発生器の作動により、ワイヤ追跡と接触している標的範囲の部分に電界を印加できる。

別の実施形態において、螺旋電極を、治療を受ける標的組織部位（管又は腔など）のなかに螺入する。米国特許第５，４３１，６４９号の図１〜６及び添付の明細書に示されるような螺旋電極は、治療を受ける表面積をもっと広くするよう構成されている。好ましくは、上述のように、分離材料で被覆され、高電圧波形発生器に接続される。上述した特許は、あらゆる目的のため、本明細書に組み込まれる。

本明細書の図６に示す別の実施形態において、分離材料から作製された風船を、標的範囲の近くに、手で又は供給カテーテル及び／若しくはガイドワイヤを介して、配置する。そして、この風船を、パルス発生器に電気接続された伝導性材料で膨らませる。高電圧波形発生器を作動させると、風船側面に接触し又はもう少しで接触しそうな標的範囲の部分に、電界が印加される。伝導性材料は、電気プラズマ、液体、粒子又はそれらの複合物であり得る。

図６に例示したように、風船（１）は、ガイドワイヤ（２）によって所望の位置に導入される。カテーテル（３）は、波形発生器（不図示）を作動させる前に伝導性流体（４）を風船のなかへ導入するための導管となる。この風船を基礎とする治療は、腫瘍摘出後の術後療法の代替として特に有用であり得る。腫瘍除去後は、多くの場合、放射線照射又は化学療法を用いて、確実に、その範囲内のあらゆる残留腫瘍を死滅させる。伝導性材料で膨らんだ風船をその表面近くに配置し、電界治療することにより、危険及び副作用が付随するこのような放射線照射又は化学療法を回避できるかもしれない。望むなら、摘出後に風船を植え込み、充填し、必要に応じて無線で作動させることができる。

電極と、組織表面（上述した摘出手術後に見られ得る表面など）の不規則な形状をした局所分布との間を密接に接触させるため、電極及び組織の間に、この局所分布に適合し得る分離材料を設けることが有用である。このような分離材料の例には、誘電絶縁体又は電気抵抗材料として作用する液体、ゲル及び気体が含まれ得る。これは、油、伝導性流体、伝導性の材料又は粒子を含む流体、ゲル及びプラズマを含み得るが、これに限定されない。これらの材料は、また、固体分離層と組み合わせても使用し得る。

本明細書の図７に示した別の実施形態において、風船は、伝導層で被覆され、その後分離層で被覆されている。この風船を、上述のように、パルス発生器に接続し、膨らませて、作動させる。更に留意すべきことに、前記印加装置の中の配線が十分に絶縁され、前記印加装置に沿った絶縁破壊を防止しなければならない。必要な絶縁の量は、適用される電圧による。

別の実施形態において、互いに独立した絶縁された電気構造を有する風船を、図８、米国特許出願第２０１３／０１８４７０２号の図１Ａ及び１Ｂ、並びに米国特許８５０，６８５号の図１１に示すように、標的範囲に近接して、供給カテーテル及び／又はガイドワイヤを介して配置する。上述した特許及び出願は、あらゆる目的のため、本明細書に組み込まれる。絶縁された電気構造を有する風船の一変形は、風船の外側に沿って、画定された間隔を空けて走る複数の絶縁されたワイヤを含む。電界が浸透する深さは、配線の間隔に基づいて設定し得る。他の構造的構成もまた、当業者に設計可能である。ワイヤは、高電圧波形発生器に接続され、交互にワイヤが高電圧出力及び接地に接続される。そして、この風船を気体で膨らませ、絶縁された電気接点が、標的に接触し、パルス発生器に電気接続される。前の実施形態のように、パルス発生器を作動させると、電界が標的範囲に印加される。

特に、図８は、風船付き治療カテーテルを示す。ガイドワイヤ（１）は、カテーテル（２）を適所に差し込むときの内部支持となる。風船（３）は、絶縁された配線（４）を有する。これは、風船を囲み、コネクタ（５）で、発生器（不図示）に戻り接続されるワイヤに結合される。。カテーテルは、風船を展開するため、初期位置（６）から引っ込む。

その代わりとして、丸い若しくは半丸のワイヤ、複数のワイヤ、絶縁された伝導性シート、又はワイヤ追跡のパターンを有する絶縁されたシートを、それぞれ曲げて巻付形状にし、体内へ印加カテーテルを介して標的範囲まで差し込む。標的範囲に達すると、米国特許第７，８５０，６８５号のなかの図１２及び１４に示されるように、巻いたワイヤを印加カテーテルから展開する。このようなワイヤは、標的管若しくは腔の直径と調和し、又は、わずかに大きいことにより、巻付が圧縮され、標的範囲に対して予圧するよう、作製されている。パルス発生器を作動させると、巻付ワイヤを介して標的範囲に電界が印加される。

同様に、一対以上の巻付ワイヤを設け、体内へ標的範囲まで差し込み得る。米国特許第７，８５０，６８５号のなかの図６に示されるように、一本のワイヤ又は一組のワイヤを高電圧出力に接続し、他を接地に接続する。すべての場合において、米国特許第７，８５０，６８５号に記載された電極を改変し、本明細書において上述したように、所望の分離層で被覆し、適切な高電圧波形発生器に接続する。更に留意すべきことに、前記印加装置のなかの配線が十分に絶縁され、前記印加装置（標的範囲にない）に沿った絶縁破壊を防止しなければならない。必要な絶縁の量は、適用される電圧による。

上述した電極構成は、また、例えば、米国特許公開第２０１３／０２６１３８９号の図１〜６に示されるように、内視鏡、関節鏡又は腹腔鏡手段を介して体内に配達し得る。上述した特許出願は、あらゆる目的のため、本明細書に組み込まれる。留意すべきことに、上述した出願における電極は、分離層を含むように改変される。随意に、これらのワイヤの一本以上を使用し（単極及び双極動作の両方が可能）、所望の高電圧波形発生器に接続してもよい。

印加装置は、すべて、追加の能力を提供し得る。これは、標的治療範囲の識別、標的設定及び診断（造影及び電気的検出など）を援助し得る。このような印加装置は、液体、クリーム及び／又はゲルを適用する能力を提供し得る。これは、分離層となり、曲がった又は他の方法により不規則な標的組織の局所分布に適合的に接触するのを援助する。このような適用手段には、注入器、針、ホース、噴口などが含まれる。これは、注射器、ポンプ、加圧気体カートリッジ又は他の流体運動誘導システムを介して駆動されてもよい。

治療手順の制御は、もともと国際出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１２／０３１９２３号として２０１２年４月２日に、及び、国際出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１２／０５５７２６号として２０１２年９月１７日に出願され、２０１３年７月１６日に出願された米国特許出願第１３／９４３，０１２号に記載されたような様々な方法を通して達成される。上述した出願は、それぞれ、あらゆる目的のため、参照により本明細書に組み込まれる。

電極から組織のなかへ電流を移送する必要なく、比較的強電界のパルスを生成するので、遠隔伝導性電極を採用できる。これは、標的組織のなかに電界の十分強いパルスを発生させるために、電流を運ぶ導体によって電圧又は電流パルス源に接続されていない。遠隔電極の使用例をいくつか、図９に示す。図９Ａ〜Ｃは、遠隔電極を、組織の上又はなかに成形し配置して、パルス状電圧の発生器を他の制御電極に接続することにより、外部電界を適用したとき、電界を、標的された組織領域の周りに集束させ又は強化し得ることを例示する。いくつかの場合において、図９に例示したように、電荷を遠隔電極に移送するプラズマの短時間の発生により、遠隔電極を制御電極に接続し得る。遠隔電極は、いくつかの場合において、絶縁せずに使用してもよい。導通電流を供給できる外部発生器に直接電気接続されていないからである。

図１０Ａ〜１０Ｃは、本開示にしたがう電極プローブの更なる実施形態を例示する。図１０Ａは、凹状治療端を有する長尺絶縁電極を例示する。図１０Ｂは、図１０Ａの実施形態の断面を例示する。更に、図１０Ｃは、図１０Ａの電極の変形を例示する。ここでは、凹状治療端が、プローブの側面にある。例示したように、各プローブは、高電圧コネクタに取り付けられた近位端と、治療端を有する遠位端と、外周略円筒表面とを有する。これは、誘電体被覆の形態である電気的絶縁材料の層で覆われている。図１０Ａのプローブの遠位端に凹状治療端が設けられている。それは、誘電体被膜を有する。これは、プローブを覆う誘電体被覆よりも薄く（又は他の方法により抵抗が低く）てもよい。望むなら、この凹状プローブは、図１０Ｃに示すように、プローブの側面に配置してもよい。望むなら、このプローブを使用して、凹面のなかに局所プラズマ放電を発生させ、電界を組織に適用してもよい。あるいは、その代わりとして、プラズマを実質的に生成せず、単に、電界を組織に適用するよう構成してもよい。電極の凹部は、パターン形成をして、誘電体を横切って電気的抵抗が変化する領域を作成（誘電体の厚さを変化させて、格子パターン隆起を形成するなど）し得る。

図１１Ａ〜１１Ｊは、電界パルスを組織のなかへ印加するための絶縁体／電極配置の実施態様の様々な例を例示する。この図における明るい方の色は、シリコーン、ＰＥＥＫ、ＰＶＤＦなどの絶縁材料に対応する。この図における黒色は、銅など、固体伝導性材料に対応する。指示したところ、流体又はゲル材料（「Ｇ」）を設け得る。これは、流れることができ、又は、他の方法で三次元的に形を変化できる伝導性材料となり得る。

図１１Ａは、絶縁された多導体電極を例示する。電子雪崩及びイオン化の形態での空気の絶縁破壊により、図１１Ｆ〜１１Ｇに示したように、電極の絶縁された表面と、組織の表面との間の間隙が電気的に短絡してもよい。この空気絶縁破壊は、通常、電圧パルスより短い時間の部分区間の間に生じる。イオン化気体が絶縁電極表面と組織との間の間隙を満たすかは、電圧の立上り及び立下り時間に依存してもよい。いくつかの場合において、通常、立上り時間が数ナノ秒より長いとき、イオン化気体は、隆起に近いほうが高い可能性で生じる傾向がある。異なる導体を、同じ又は異なる電位に電気接続し得る。同じ電位源に接続した場合、電界は、図１１Ｇに示したように、電極表面全体にわたり、電極表面に主に垂直である。電極を異なる電位源（それぞれ高電位及び接地など）に接続した場合、電界は、図１１Ｇに例示したように、導体が広がったところで電極表面に対して主に垂直であり、導体範囲の間で電極表面に主に平行である。

図１１Ｂは、暗い弓形の線で示した連続導体を有する絶縁電極を例示する。高電圧パルスをその導体に接続した場合、電界は、電極表面のほぼ全体にわたり、電極表面に対して主に垂直に生成される。

電極の下のイオン化気体形成のパターンは、また、絶縁体表面上の隆起又は突起に対する導体の相対位置にも依存してよい。例えば、図１１Ｈに示したように、プラズマ絶縁破壊領域は、導体が隆起又は突起の上に配置され場合、この隆起又は突起の表面の近くに限られてもよい。図１１Ｄは、導通電流が組織を通るのを避けるためには、すべての導体が絶縁されなくてもよいことを例示する。図１１Ｉは、電界のパルスを組織のなかへ印加するとき、この種類の電極をどのように使用してもよいかを例示する。

図１１Ｃは、絶縁体によって囲まれた伝導性材料が必ずしも固体導体である必要がないことを示す。アルミニウム又は銅金属などの固体伝導性材料は伝導率が高いが、電極が引っ張られたとき望ましくない機械的故障（例えば亀裂）を被るかもしれない。これが問題となる場合は、固体導体を伝導性のゲル、流体又は粘土で置き換えると便利かもしれない。流体を使用する利点の一つは、絶縁体のなかの異なる流路を満たす可能性であり、それにより、絶縁電極のなかに、伝導性材料の再構成可能な構造を持つ可能性を提供する。伝導率が比較的低い材料を使用して伝導構造を絶縁電極のなかに形成する可能性が生まれる。本明細書で議論されている適用は、パルス持続期間の間、電界が強い必要があるが、出力は比較的低くてよいからである。いくつかの場合において電極導体を通る電流がなく又は電流が非常に低いので、ＲＦ切除適用で典型的な、電極加熱及び導体電圧降下に関する懸念が回避される。伝導性ゲル電極を使用すると、電極を組織に適合させるのに役立つ一例を、図１１Ｊに示す。留意すべきことに、伝導率が比較的低い材料のなかの電界分布は、伸縮可能電極のなかの材料の量が増えるほど、より顕著に変化し得る。このような場合において、ワイヤ又はコイル又は他の形状の形態の、金属又は他の方法による高伝導性材料を、伝導率が低い材料（ゲル、流体など）に挿入して、伸縮可能電極全体のなかの電界の変動を最小化してもよい。

図１２Ａは、磁気的に補助された操縦カテーテルシステムの実施形態の斜視図である。これは、時変電界を、解剖学的標的領域に位置する治療すべき組織に印加するよう構成されている。図１２Ｂは、図１２Ａのシステムの遠位端の断面詳細であり、システムを貫いて挿入されたガイドワイヤを示す。図１２Ｃは、図１２Ｂのシステムの線３−３に沿った断面である。図１２Ａを参照すると、磁気的に補助された操縦カテーテルシステム１０が示されている。システム１０は、通常、カテーテル２０を含む。これは、患者の血管系を通って三次元解剖学的空腔（心臓など）のなかへ、又は、自然に又は外科的に生成された開口を通って胃腸管、胸腔、腹腔などのなかへ、導入されるよう構成され、そこで、電界を組織に適用し、望むなら組織を測量するために使用し得る。例示したように、システムは、更に、電気生理学的に組織をカテーテル２０で測量するために使用する電気生理学測量処理装置１４を含み得る。システムは、更に、本明細書に記載した電気エネルギー源を含む。これは、電界を所望の標的位置に課すため、時変電圧波形をカテーテル２０に印加する。カテーテル２０を、患者の曲がりくねった血管系を通して導入するのを容易にするため、ガイドワイヤ３０も設けられる。

更に図１２Ｂ及び図１２Ｃを参照すると、ガイドワイヤ３０は、カテーテル２０のなかに摺動可能に配置されるよう構成されている。ガイドワイヤ３０は、近位端３２及び遠位端３４を有する長尺可撓性本体３１を含む。ガイドワイヤ本体３１は、可撓性かつ弾性を有する材料、例えば、Ｎｉｔｉｎｏｌなどの超弾性合金からなり、又は、その代わりとして、チタン、タンタル若しくはステンレス鋼などの材料からなる。ガイドワイヤ本体３１の外径は、約０．０２０インチ（０．５１ｍｍ）である。ガイドワイヤ本体３１の長さは、カテーテル２０の全長を貫いて通るのに十分である。例示的な実施形態において、ガイドワイヤ本体３１の長さは、約１８０から２２０ｃｍである。

望むなら、ガイドワイヤ３０は、更に、ガイドワイヤ３０の遠位端３４に配置された磁気吸引要素３６を備え得る。磁気吸引要素３６は、溶接、蝋付け、糊付けその他の好適な接着剤などにより、遠位端３４に固定してもよい。磁気吸引要素３６は、磁界に応答して移動する要素の形態をとり得る。例えば、磁気吸引要素３６は、永久磁石材料（ネオジム−鉄−ホウ素など）を含み得る。又は、鉄鋼材料（冷間圧延鋼若しくは鉄−コバルト合金など）を含み得る。磁気吸引要素３６は、また、従来のやり方でガイドワイヤ３０全体にわたって延びる内腔（不図示）を貫いて通るワイヤ（不図示）に接続された電磁石の形態をとり得る。

カテーテル２０は、通常、近位端２２及び遠位端２４を有する長尺可撓性カテーテル本体２１と、カテーテル本体２１の長さ全体にわたって延びるガイドワイヤ内腔３５とを含む。ガイドワイヤ内腔３５は、ガイドワイヤ３０を受け入れる大きさである。例示した実施形態において、カテーテル本体２１は、ユニボディ設計を備える。すなわち、当業者が使用する方法にしたがって単一の押出し成形により形成される。その代わりとして、二つの部品カテーテル本体（不図示）（近接部材（不図示）及び遠位部材（不図示）など）を、重複熱接着を使って界面（不図示）で接着し、又は、スリーブ全体にわたり「突合せ接着」と呼ばれるもので端を端に接着してもよい。

例示した実施形態において、カテーテル本体２１は、直径が約５から９フレンチ、長さが約８０ｃｍから１１５ｃｍである。カテーテル本体２１は、生体適合熱可塑性材料（Ｐｅｂａｘ（登録商標）材料（ポリエーテルブロックアミド）及びステンレス鋼の編組複合物など）からなる。これは、優れたトルク伝達特性を有する。いくつかの実施態様において、長尺ガイドコイル（不図示）をカテーテル本体２１のなかに設けてもよい。カテーテル本体２１の遠位端２４は、好ましくは、放射線不透過性化合物（バリウムなど）を含み、カテーテル２０を、蛍光透視鏡又は超音波造影などを使用して観察できるようにする。その代わりとして、放射線不透過性マーカ（不図示）を、カテーテル本体２１の遠位端２４に沿って配置し得る。

カテーテル本体２１は、弾性構造を有する。これは、磁気的に補助された操縦カテーテルシステム１０の機能性を促進する。この目的のため、カテーテル２０は、カテーテル本体２１の内部に配置されかつその長さ全体にわたって通るばね部材２９を含む。カテーテル本体２１の形状は、ばね部材２９を使用することによって達成される。カテーテル本体２１のトルク伝達性は、遠位端２４の予測可能かつ制御された動きのために重要であり、それを改善するため、例示した実施形態におけるばね部材２９は、ユニボディ構造から形成されて固定され、近位端２２に適用されるねじり力が、著しく損失することなく、カテーテル本体２１の遠位端２４に伝達されるようにしている。

カテーテル２０は、更に、カテーテル本体２１の遠位端２４に携えられた電磁石２６と、一つ以上の作動要素と、特に、絶縁スリーブ又は層「Ｉ」に囲まれた電極２５と、望むなら、カテーテル本体２１の遠位端２４に携えられた測量要素２７と、カテーテル本体２１の近位端２２に装着された操作アセンブリ４０とを含み得る。電磁石２６は、巻付ソレノイド又は誘導電磁石の形態をとってもよい。これは、電磁石２６及びカテーテル本体２１を作製する材料に依存する好適な手段（溶接、蝋付け、糊付けその他の好適な接着剤など）を使用して、遠位端２４に固定される。カテーテル２０は、更に、カテーテル本体２１全体にわたって電磁石２６からカテーテル本体２１の近位端２２に向かって延び、電気エネルギー源に結合するための二本の導線２３ａ，２３ｂを含む。

電流を、導線２３ａを介して電磁石２６に供給し、帰線２３ｂによって戻して、第一磁界を誘導する。電磁石２６を貫く極性が反転して、第二磁界を、第一磁界から反対の方向に誘導する。電磁石２６は、ガイドワイヤ３０の遠位端３４の磁気吸引要素及び／又は先端３６を歪め（図１２Ａ〜１２Ｃに幻影として示す）又は他の方法で操作するのに十分な磁界を発生させるよう構成されている。電磁石２６は、もっと重いガイドワイヤ、及び／又は、遠位端３４が電磁石２６からもっと離れたガイドワイヤのため、もっと高い磁界を発生させるよう構成してもよい。

電磁石２６によって発生する磁界の強度は、たくさんの要因（電磁石２６の形状、電磁石２６が作製される材料、及び／又は、電磁石２６に供給される出力の量など）に依存する。例示した実施形態において、電磁石２６に印加される出力は、設定されたレベルに固定され、作動したとき、電磁石２６から所定の距離のなかのガイドワイヤ先端３６を歪める（図１２Ａ〜１２Ｃに幻影として示す）のに十分な出力を印加する。その代わりとして、電磁石２６に印加される出力は、調整可能であってもよい。この場合において、使用中に、電力は、所望の磁界強度を達成するまで増加していき、それにより、電磁石２６から離れていくガイドワイヤ先端３６を歪めるのに十分となる。

別の実施形態において、電磁石２６は、複数の部分を含み、各部分が他の部分から電気的に隔離されていてもよい。それぞれの部分は、エネルギー源（不図示）に電気接続することができ、個別に又は全体として作動し、磁界を発生させてもよい。弱磁界が望まれる場合は、一つの部分だけを作動させる。比較的強い磁界が望まれる場合は、一つ以上の部分を追加して作動させる。電磁石２６の一実施形態における更なる詳細は、米国特許第６，９６１，６２０号に開示されている。これは、明示的に本明細書に参照により組み込まれる。

その代わりの実施形態において、カテーテル本体２１の遠位端２４は、電磁石２６の代わりに磁気吸引要素３６を携え得る。ガイドワイヤ本体３１の遠位端３４は、磁気吸引要素３６の代わりに電磁石２６を携え得る。

例示した実施形態において、絶縁電極２５は、直線電極アセンブリの形態をとる。これは、絶縁層Ｉに囲まれた遠位端２４に装着された絶縁環状電極２５ａ，２５ｂを含む。特に、電極２５が分割されているので、選択的な単極及び双極の機能がカテーテル２０に提供される。すなわち、絶縁環状電極２５ａ，２５ｂの一方又は両方を単極配置の一つの極として構成し、電極２５ａ，２５ｂの一方又は両方によって放出されたエネルギーが、外部から患者の皮膚に取り付けた中性パッチ電極（不図示）を通って戻るようにし得る。又は、環状電極２５ａ，２５ｂを双極配置の二つの極として構成し、環状電極２５ａ，２５ｂの一方によって放出されたエネルギーを他方の電極に戻るようにし得る。電極２５ａ，２５ｂの結合された長さは、好ましくは、長さが約６ｍｍから約１０ｍｍである。一実施形態において、各電極２５ａ，２５ｂは、長さが約４ｍｍであり、間隔が０．５ｍｍから３．０ｍｍである。

例示した実施形態において、電極２５ａ，２５ｂは、白金のような伝導性材料の固体リングを含み得る。又は、装置の上に従来の被覆技法又はイオンビームアシスト蒸着（ＩＢＡＤ）過程を使用して被覆された白金−イリジウム又は金のような伝導性材料を備え得る。接着性を向上するため、ニッケル又はチタンの下塗りを適用し得る。電極の任意の組合せは、また、螺旋リボンの形態であり得る。又は、非伝導性管状体の上にパッド印刷された伝導性インク化合物で形成され得る。好ましい伝導性インク化合物は、銀系の可撓性接着伝導性インク（ポリウレタン結合剤）である。しかしながら、白金系、金系、銅基など他の金属系接着伝導性インクも考慮される。このようなインクは、エポキシ系インクより可撓性がある。環状電極２５ａ、２５ｂの上に配置された絶縁材は、好ましくはジュール加熱を介して周りの組織を実質的に加熱することなく、電界を対象解剖学的領域に適用するのを促進するのに好適な任意の絶縁材料（シリコーン、ＰＥＥＫ、ＰＶＤＦなど）であり、それに好適な任意の厚さであり得る。

電極２５ａ，２５ｂは、カテーテル２０のなかに配置された個別のワイヤ（不図示）に電気結合し得る。ここで、ワイヤ（不図示）は、操作アセンブリ４０上で、ポートに受け入れられるコネクタ（不図示）に直接、又は、操作アセンブリ４０のなかのＰＣ基板（不図示）を介してコネクタに間接的に、電気結合されている。コネクタ（不図示）は、電圧波形発生器１６（図１２Ａに示す）にプラグ接続する。

操作アセンブリ４０は、持ち手４１、操縦機構４２、電気コネクタ５２、及び、持ち手４１に付随したガイドワイヤ出入口５０を含む。持ち手４１は、好ましくは、耐久性がある剛性材料（医療用プラスチックなど）からなり、医師がカテーテル２０をもっと容易に操作できるよう人間工学的に成形されている。操縦機構４２は、操縦スイッチ４４を含む。これは、第一位置（オフ）（エネルギー源からの電気エネルギーが電磁石を励磁するのを防ぐ）から第二位置（オン）（エネルギー源（不図示）からの電気エネルギーが電磁石２６を励磁できるようにする)まで作動するよう構成されている。その結果として、励磁された電磁石２６が磁気吸引要素３６を引っ張り、それにより、ガイドワイヤ本体３１の遠位端３４を真っ直ぐな形状から歪めて、単純曲線（すなわち、単一平面のなかにある曲線）を形成する（図１２Ａ〜１２Ｃにおいて幻影として示す）。操縦スイッチ４４は、作動してオフ位置に戻り、ガイドワイヤ本体３１が弾性により曲がって真っ直ぐな形状に戻ることができるよう構成されている。

操縦機構４２は、ガイドワイヤ本体３１の近位端３４を片側のみに曲げて曲線形状とするものとして記載しているが、操縦機構４２は、例えば第三位置（電磁石２６を逆極性に励磁する）に操縦スイッチ４４を作動させることにより、ガイドワイヤ３０の遠位端３４を両側に曲げて単一平面に沿って二つの反対に曲がった形状にするよう改変し得る。その結果として、励磁された電磁石２６が磁気吸引要素３６を押し、それにより、ガイドワイヤ本体３１の遠位端３４を上述した単純曲線とは反対へ向けて歪めてもよい。この場合において、オフ位置が二つのオン位置の間にあり、それにより、スイッチ４４は、電磁石２６の極性を変化させるとき、オフ位置を通過しなければならないようにしてもよい。

例示した実施形態において、ガイドワイヤ出入口５０は、ルアーロックコネクタ（不図示）を備え、これを貫いてガイドワイヤ３０を差し込んでもよい。随意に、ガイドワイヤ出入口５０は、ガイドワイヤ３０の差し込みを容易にするだけでなく、多数の用途を有してもよい。例えば、ガイドワイヤ出入口５０は、外科処置中に、他の可撓性長尺器具又は装置を差し込むためのアクセスを提供し得る。また、生理食塩水又は造影（不図示）などの流体源への接続を提供し得る。導管５２は、導体又はワイヤ（不図示）用の経路を提供することにより、処理装置１４、波形発生器１６及びエネルギー源（不図示）とカテーテル２０の作動要素の電気接続を容易にする。ワイヤ（不図示）は、上述したコネクタ（不図示）又はＰＣ基板（不図示）に結合してもよい。

図１３Ａ〜Ｄは、露先を有する本開示にしたがうカテーテルの更なる実施形態を例示する。ここで、担体アセンブリは、複数の担体アームを含む。カテーテル５０は、患者の血管系を通って経皮的に前進し、患者の心臓のなかを航行するのに好適な生体適合性材料から構築されている。様々な管状体部材及び軸が、Ｐｅｂａｘ、シリコーン、ポリウレタン、ポリマー、エラストマー、可撓性プラスチック及びこれらの組合せなどの射出成形材料から構築されている。カテーテル５０は、先端９４を含む。これは、組織に対して非外傷性である材料から作製されている。カテーテル５０は、更に、外軸７６を含む。これは、好ましくは直径が８〜９Ｆｒの間であり、処置を通して十分な安定性及びトルクを提供するよう構築されている。カテーテル５０は、担体アセンブリ８５を含む。これは、複数の電極要素９２を含み、それぞれが、遠位担体アーム８８に装着された絶縁層に囲まれている。

絶縁電極９２と担体アセンブリ８５の他の構成要素とは、肺静脈心門及び他の適用可能な組織に適合して曲がるよう構成されている。外軸７６は、前方に前進して、担体アセンブリ８５の形状を変化させ、１以上の絶縁電極９２を組織に接触させることができる。外軸７６は、内軸７８を摺動的に受け入れる。これは、近位担体アーム８６に固定して取り付けられている。遠位担体アーム８８は、先端９４と制御軸８４の遠位端とに固定して取り付けられている。近位担体アーム８６は、遠位担体アーム８８に回動可能に取り付けられ、制御軸８４の内管７８に対する前進及び後退により、担体アセンブリ８５の直径を、それぞれ短縮及び拡張する（担体アセンブリを４〜５ｍｍ径まで拡張させるなど）。内軸７８は、更に、円柱状強度を提供して、操作者が、内軸７８を前進させ、担体アセンブリ８５を、円形でない肺静脈心門に適合させるなど、組織に確実に接触させることができるようにする。内軸７８は、好ましくは、プルワイヤ（不図示）に遠位端の近くで取り付けられ、これは、装置５０の近位端の制御器に操作可能に接続される。これにより、操作者が装置５０の遠位部分を制御可能に歪めることができる。

外軸７６の遠位端は、軸端８２を含む。これは、担体アセンブリ８５が後退するときに径方向に拡張するよう構成されている。外軸７６の近位端は、好ましくは、持ち手（不図示）を含む。これは、内軸７８及び制御軸８４を前進及び後退などさせるための一つ以上の制御器（つまみ又はレバーなど）を含む。装置５０の近位端は、一つ以上のコネクタを含む。これは、波形発生器に接続して、適用された電圧を絶縁電極９２に印加する。その代わりの実施形態において、一つ以上の近位制御アーム８６を第二制御軸に取り付け、担体アセンブリ８５の形状の対称性を調整して、非対称な肺静脈心門に適合できるようにする。別のその代わりの実施形態において、装置５０は、事前に配置されたガイドワイヤの上に挿入されるよう構成される。

ここで、図１３Ａ及び１３Ｂを参照すると、装置５０の遠位部分が例示されている。図１３Ａは、完全に拡張した担体アセンブリ８５を描写し、内軸７８が完全に前進している。図１３Ｂは、半ば後退した内軸７８を描写している。これにより、近位アーム８６を軸端８２が捕捉して径方向に圧縮する。これは、示したように拡張して、これにより、担体アセンブリ８５が外軸７６の内側内腔のなかへ滑らかに移行する。

ここで、図１３Ｃを参照すると、本開示のカテーテルが例示され、これは、単一の軸に沿って直列に配置された２つの担体アセンブリを備える。各担体アセンブリは、露先構成である。カテーテル４０は、長尺管、すなわち、外軸３６を含む。これは、好ましくは、Ｐｅｂａｘ材料から構築され、直径が約６〜８Ｆｒであり、第一制御軸４８を摺動的に受け入れる。第一制御軸４８は、遠位部分が第一担体アセンブリ４５に取り付けられている。これは、複数の担体アームと、絶縁被覆電極とを備える。これは、適用された時変電圧波形を介して、時変電界を印加するよう構成されている。第一制御軸４８の近位端（不図示）は、カテーテル４０の近位端において制御器に取り付けられる。これは、操作者が第一制御軸４８を正確に前進及び後退させることができるよう構成されている。第一制御軸４８は、遠位端にリング５２を含む。これは、各遠位担体アームセグメント４４の一端を第一制御軸４８に固定して取り付ける。各遠位担体アームセグメント４４は、その反対側の端部において、近位担体アームセグメント４２の一端に回動的に取り付けられている。各近位アームセグメント４２の反対側の端部は、リング３８を介して外軸３６の遠位端に固定して取り付けられている。遠位担体アームセグメント４４及び近位アームセグメント４２は、可撓性材料（Ｎｉｔｉｎｏｌなど）から構築され、真っ直ぐ又は露先構成において弾性的に付勢され得る。第一制御軸４８の前進及び後退により、担体アセンブリ４５の直径が変化する。第一制御軸４８が完全に前進したときは、径方向に完全に小型化された（最小径の）状態となり、第一制御軸４８が完全に後退したときは、最大径状態となる。

遠位アームセグメント４４には、絶縁電極４６が固定されて装着されている。これは、時変電界を組織に適用するよう構成されている。望むなら、電極４６は、ひれ５４を含み得る。これは、電界適用の間、血流のなかに存在するよう構成されている。電極４６は、単極、双極又は単極及び双極エネルギーの組合せを印加するよう構成されている。電極４６は、望むなら、一体型の温度センサ（電極４６の内側部分に溶接された熱電対など）を含み得る。電極４６及び任意の一体型の温度又はその他のセンサは、ワイヤ（不図示）に取り付けられている。これは、信号及び／又は出力を送信し又は受信するための、エネルギー印加ユニット、測量ユニット及び／又は他の電子装置に取り付けるため、カテーテルの近位部分の近くまで伝わっている。

第一制御軸４８は、第二制御軸５７を摺動的に受け入れる。第二制御軸５７は、遠位部分において、第二担体アセンブリ５５に取り付けられている。これは、複数の担体アームと電気的活動を測量するよう構成された電極とを含む。第二制御軸５７の近位端（不図示）は、カテーテル４０の近位端において、制御器に取り付けられている。これは、操作者が第二制御軸５７を正確に前進及び後退させることができるよう構成されている。第二制御軸５７は、遠位端に先端６２を含む。これは、各遠位担体アームセグメント５６の一端を第二制御軸５７に固定して取り付ける。先端６２は、好ましくは、組織に非外傷性となるよう選択された柔らかいプラスチック又はエラストマーなどの、柔らかい又は可撓性のある材料から構築され、好ましくは、硫酸バリウムを添加したＰｅｂａｘ材料のように、放射線不透過である。先端６２は、肺静脈のなかへ航行し、そのなかで安定するのを助けるように構築されている。先端６２は、ガイドワイヤ内腔６３を含む。これは、第二制御軸５７の内側内腔と流路が繋がっている。この内腔は、カテーテル４０の近位部分まで伝わってそこから外に出る。これにより、カテーテル４０を患者の血管系のなかへ、ガイドワイヤの上で経皮的に挿入できる。

各遠位担体アームセグメント５６は、その反対側の端部において、近位担体アームセグメント５４の一端に回動的に取り付けられている。各近位アームセグメント５４の反対側の端部は、リング５２を介して第一制御軸４８の遠位端に固定して取り付けられている。遠位担体アームセグメント５６及び近位アームセグメント５４は、可撓性材料（Ｎｉｔｉｎｏｌなど）から構築され、真っ直ぐ又は露先構成において弾性的に付勢され得る。第二制御軸５７の前進及び後退により、担体アセンブリ５５の直径が変化する。第二制御軸５７が完全に前進したときは、径方向に完全に小型化された（最小径の）状態となり、第二制御軸５７が完全に後退したときは、最大径状態となる。

遠位アームセグメント４４に固定して取り付けられているのは、絶縁電極５８である。これは、電界を適用し及び／又は組織のなかに存在する電気的活動を測量するよう構成されている。絶縁電極５８は、白金又は白金及びイリジウムの組合せなどの伝導性材料から構築され、誘電材料で被覆され得る。電極４６は、好ましくは、一体型の温度センサ（電極５８の内側部分に溶接された熱電対など）を含み得る。電極５８及び任意の一体型の温度又はその他のセンサは、ワイヤ（不図示）に取り付けられている。これは、信号及び／又は出力を送信し又は受信するための、測量ユニット、エネルギー印加ユニット及び／又は他の電子装置に取り付けるため、カテーテル４０の近位部分の近くまで伝わっている。

図１３Ｃのカテーテル４０は、近位端に持ち手（不図示）を含む。これは、好ましくは、図１３（Ｄ）を参照して記載する種類のものであり、複数の制御器を含む。これにより、操作者は、第一制御軸４８を前進及び後退させ、第二制御軸５７を前進及び後退させ、電極４６若しくは５８の一つ以上に対する電圧波形印加を作動させ、エネルギー印加ユニット若しくは測量ユニット（ともに不図示）のユーザインタフェースを操作し、又は、別の機能を実行することができる。持ち手は出口を含む。これを通ってガイドワイヤ（患者の肺静脈のなかへ配置されたガイドワイヤなど）を外に出すことができる。担体アセンブリ５５は、肺静脈の内腔壁と係合できる大きさである。担体アセンブリ４５は、円形でない穴を含む肺静脈の心門と係合できる大きさであり、それに十分な可撓性がある。外軸３６は、担体アセンブリ５５及び／又は担体アセンブリ４５に適合する力を適用するのに十分な材料で構築され、持ち手は、そのように操作されてもよい。第一制御軸４８及び第二制御軸５７は、どちらも、十分なトルクを伝達して、操作者が、担体アセンブリ４５及び担体アセンブリ５５をそれぞれ正確に回転配置できるよう構成されている。

図１３（Ｄ）を更に参照すると、カテーテル４０が例示され、これは、図１３Ｃのカテーテルの二重担体アセンブリを含む。カテーテル４０は、管状体部材、すなわち外軸３６を含む。これは、図１３Ｃを参照して詳細に記載したように、遠位端に近位担体アセンブリ４５及び遠位担体アセンブリ５５を含む。外軸３６の近位端は、持ち手６６に取り付けられている。これは、複数の制御器を含む。すなわち、スライド６７、スライド６８及びボタン６９である。スライド６７は、第一制御軸４８に操作可能に取り付けられている。スライド６８は、第二制御軸５７に操作可能に取り付けられている。スライド６７及び６８を動かすと、図１３Ｃを参照して詳細に記載したように、第一担体アセンブリ４５及び第二担体アセンブリ５５の形状が変化する。たくさんの種類の機械的機構を、持ち手６６のなかへ組み込んで、一つ以上の制御軸を操作可能に前進させ得る（直線的スライド、カムアセンブリに接続されたノブなどの回転ノブ又は回転レバー、及び、軸を前後に動かすのに使用される他の機構など）。第一担体アセンブリ４５が肺静脈心門に接触して配置され、カテーテル４０がエネルギー印加ユニット（不図示）に電気接続されたとき、ボタン６９を使用して、電圧波形印加を開始する。

持ち手６６は、２つのピグテールを含む。一方は、ルアー７４で終端し、他方は電気コネクタ７２で終端している。ルアー７４は、先端６２から外に出るガイドワイヤ内腔６３と流路が繋がっていて、カテーテル４０が、ワイヤ上を患者の血管系のなかへ前進できるようにしている。電気コネクタ７２は、複数のワイヤ用に複数の接続点を含む。これは、外軸３６のなかを伝わって、絶縁電極並びに、第一担体アセンブリ４５及び第二担体アセンブリ５５に含まれる温度センサなどの一つ以上のセンサに接続している。電気コネクタ７２は、以下のうち一つ以上に電気接続するよう構成されている。すなわち、エネルギー印加ユニット、測量ユニット、カテーテル４０の温度若しくは他の生理的センサから受信した信号などの信号及び／又は出力を受信及び／又は送信する電子装置、並びに、これらの組み合わせに、である。

ここで、図１３Ｅを参照すると、本開示のカテーテルが例示されている。ここで、担体アセンブリは、外面に複数の絶縁電極が取り付けられ又は埋め込まれた膨張可能な風船を含む。カテーテル１００は、担体アセンブリ１７５を含む。これは、風船１７４と、電界を組織に印加する絶縁電極１７２とを含む。カテーテル１００は、更に、長尺管状体、すなわち外軸１６６を含む。これは、近位部分から風船１７４の内部空洞までの膨張内腔１７６を含む。風船１７４は、封止され、外軸１６６の遠位部分に固定して取り付けられている。空気又は生理食塩水などの流体が外軸１６６の膨張内腔を貫いて通ることにより、風船１７４が膨らみ、流体圧が維持される限り、拡張状態のまま留まる。風船１７４は、伸展性又は非伸展性の風船であってもよく、円盤又はドーナツ状として示される一方で、肺静脈心門及びそこから延びる組織に擬態する特定の輪郭を有してもよい。

外部軸１６６の遠位端から、それと同軸に、中心合わせポスト１６８が延びている。これは、風船１７４の近位端から遠位端まで横断していて、肺静脈内腔と係合するよう構成された凸部を含み得る。好ましい実施形態において、ガイドワイヤ内腔は、カテーテル１００の遠位端から近位部分までに含まれ、カテーテルが、肺静脈心門又は他の適用可能な穴のなかへ前もって配置されたガイドワイヤなどのガイドワイヤの上を前進できるようにする。

ここで、図１４を参照すると、カテーテル（遠位カテーテル領域のみを例示する）の更なる実施形態が提示されている。これは、軸１０を有し、それは、今度は、外部被覆を含む。これは、ナイロン、ウレタン又は他のプラスチックであってもよい。外部被覆３４は、補強材３６を囲む。これは、通常、今度は、ステンレス鋼編組又は巻付を含む。補強材３６は、基層３８の周りに配置されている。これは、好ましくは、ポリイミド又は他の比較的剛性のあるすなわち高デュロメータの材料の管を備える。軸の剛性及びトルク伝達特性は、外部被覆３４、補強材３６及び基層３８に使用する材料の種類を変えることにより変化し得る。加えて、異なる形状の補強材３８を使用することによってもである。例えば、補強材３６は編組又はコイルであり得る。単繊維の数、単繊維の形状、巻き又は織りパターン、巻き数などを個別に又は組み合わせて変化させ、所望の剛性を提供し得る。好ましくは、基層３８のポリイミド管は、厚さが０．００２インチから０．００５インチの範囲である。

外部被覆３４、補強材３６及び基層３８は、軸１０の長さを延ばす中央内腔４０を画定する。中央内腔４０のなかには、コアワイヤ４２、プルワイヤ４４、電極ワイヤ４６、及び、望むなら熱電対ワイヤ４８が配置されている。先端部１６は、低デュロメータ可撓性プラスチック（Ｐｅｂａｘ（登録商標）材料、シリコーンゴム、又は他の弾性材料など）の管類５０を含む。好ましくは、先端部１６は、デュロメータが３０Ａから６０Ｄの範囲内である。管類５０は、通常、長手方向軸に平行に長さを延ばす少なくとも４つの内腔を有する。すなわち、中央内腔５４、及び、少なくとも３つの径方向にずれた内腔５６（４つが例示されている）である。コアワイヤ４２は、電極ワイヤ４６及び熱電対ワイヤ４８とともに、中央内腔５４を貫いて延びている。プルワイヤ４４は、軸１０の中央内腔から先端部１６の径方向にずれた内腔５６まで延びている。

ばね管５８は、また、先端部１６の中央内腔５４のなかに配置されている。ばね管５８は、内側内腔５４の壁にぴったり嵌合し、中空中心を有する。コアワイヤ４２、電極ワイヤ４６及び熱電対ワイヤ４８がそこを貫いて延びている。ばね管５８は、通常、ポリイミド管を備える。これは、耐ねじれ性だけでなく横方向及びねじり方向の剛性も先端部１６に提供する。ばね管５８は、また、編組若しくは巻付構造、又は複数の層の複合物であり得る。先端部１６は、突合せ接合１８、好ましくは熱溶接により、軸１０に固定されている。先端セグメント１６の中央内腔５４は、直径が軸１０の中央内腔４０より小さく、ばね管５８は、ある距離、通常は約０．５インチ、軸１０の中央内腔４０のなかへ延びている。このような延在により、先端部１６を歪めたとき、突合せ接合１８又はその近くにおけるねじれを制限する。ばね管５８の近位端６０は、中央内腔４０のなかへ延び、それにより、先端部１６と軸１０の残りとの間の遷移部における剛性を向上する。

コアワイヤ４２、電極ワイヤ４６及び熱電対ワイヤ４８は、軸１０の中央内腔４０から、ばね管５８の中央を貫いて先端部１６の中央内腔５４のなかへ延びている。先端部１６の遠位端において、ばね管５８が中央内腔５４から出て、先端電極２０のなかの開口部６４のなかへ入る。出力ワイヤ６６（電極ワイヤ４６の一つ）は、絶縁先端電極２０に結合され、時変電界を印加する。絶縁は、望みにより、完全又は不完全でもよく、任意の所望のパターン（格子、螺旋、放射状など）で適用できる。

熱電対ワイヤ４８は、開口６４のなかに配置された熱電対６８のなかで終端する。好ましくは、開口６４を高温接着剤で充填し、熱電対６８を適所に維持するようにする。電極バンドワイヤ７０は、ばね管５８のなかで中央内腔５４から外に出て、帯状電極２２に結合する。コアワイヤ４２は、中央内腔５４を貫いて先端電極２０の開口部６４のなかへ延びている。

電気的及び熱的に絶縁された定着板７２が管類５０の遠位端７４に接着され、先端電極２０は定着板７２の遠位側に接着されている。定着板７２は、先端部１６の中央内腔５４に対応する中央通路７８と、プルワイヤ４４がそこを通る４つの径方向にずれた開口７６とを有する。プルワイヤ４４は、アンカ８０で終端する。これは、通常、プルワイヤ４４の端部に形成され又は溶接された鋼球を備える。アンカ８０は、直径が開口部７６より大きく、これにより、プルワイヤ４４と先端部１６の遠位端との間を強力かつ回動可能に接続する。定着板は、必要な機械的強度並びに電気的及び熱的絶縁特性を有する任意のポリマー又はセラミック材料から形成してもよい。好ましくは、ポリエーテル・エーテル・ケトンを使用する。これは、ＩＣＩ Ａｍｅｒｉｃａｓ社（デラウェア州ウィルミントン）から商標名Ｖｉｃｔｒｅｘのもとで入手可能である。

図１５Ａ〜１５Ｂは、カテーテルの更なる実施形態を使用して、下部食道４２のなかの罹患組織４８を治療するところを例示する。システム１０の一実施形態は、可撓内視鏡１２（内視鏡１２とも呼ぶ）に装着してもよい。可撓内視鏡１２は、内視鏡持ち手３４及び可撓軸３２を含む。内視鏡システム１０は、通常、一つ以上の治療／診断プローブ２０と、複数の導体１８と、スイッチ６２を有するハンドピース１６と、電気波形発生器１４とを備える。治療／診断プローブ２０は、可撓軸３２の遠位端に位置する。導体１８は、複数のクリップ３０を使用して可撓軸３２に取り付けられている。治療／診断プローブ２０は、長尺部材を備える。これは、一つ以上の絶縁電気療法電極２８を備える電気エネルギー印加装置に取り付けられている。一実施形態において、治療／診断プローブ２０は、作業経路３６などの可撓軸３２の孔を貫いて延びている。一実施形態において、治療／診断プローブ２０は、長尺診断プローブ２６を備えてもよい。これは、作業経路３６を通って延びる電極２８に取り付けられ又は接合されている。別の実施形態において、可撓軸３２は、二つの作業経路３６と、第一作業経路３６の遠位端を通って延びる第一電極２８に接合された第一診断プローブ２６と、第二作業経路３６の遠位端を通って延びる第二電極２８に接合された第二診断プローブ２６とを備えてもよい。一実施形態において、診断プローブは、一つ以上の診断プローブ２６を備える。これは、電極２８に任意の好適なやり方で取り付けられ又は接合されている。例えば、診断プローブ２６は、溶接、半田付け、蝋付け又は他の周知の技法により、電極２８に接合し又は取り付けてもよい。例えば、ガス炎、電弧、レーザ、電子線、摩擦、及び超音波など、多くの異なるエネルギー源を使用して、溶接、半田付け又は蝋付けをしてよい。したがって、一実施形態において、診断モードにおいて診断プローブ２６を使用して罹患組織の生検標本を取得するために、治療／診断プローブ２０を用いてもよく、一実施形態において、治療モードにおいて電極２８によって印加される電界により罹患組織を治療することにより、治療／診断プローブ２０を用いてもよい。他の実施形態において、治療及び診断モードの組合せにおいて治療／診断プローブ２０を用いてもよい。治療／診断プローブ２０は、可撓軸３２のなかに位置する一つ以上の作業経路３６を通ってもよい。治療／診断プローブ２０を、内視鏡的に組織治療領域まで印加し、電気的に治療すべき罹患組織の頂部に配置する。治療／診断プローブ２０が操作者によって適切に配置されると、ハンドピース１６上のスイッチ６２を手動で操作して、電極２８を電気波形発生器１４に電気的に接続し又は切断する。その代わりとして、スイッチ６２を、例えばフットスイッチ（不図示）に装着してもよい。

操作者は、治療すべき罹患組織４８が可撓内視鏡１２の視界のなかに入るようにした内視鏡による視覚化を使用して、治療／診断プローブ２０を位置決めする。操作者が治療／診断プローブ２０を位置決めして、絶縁電気療法電極２８を罹患組織４８の上方に位置させると、操作者は、絶縁電極２８に電気波形発生器１４で通電して、組織治療領域において強電界を罹患組織４８に適用してよい。電極２８は、本明細書において別の場所で記載したように、マイクロ秒又はナノ秒電気波形で通電してもよい。このようなやり方で、組織治療領域における罹患組織４８が電気穿孔され細胞死に至ってもよい。

図１６においてここで例示した装置７００は、低侵襲顕微手術器具を提供する。通常、電極７００は、カテーテル型の装置であり、絶縁された活動712及び接地711電気伝導ワイヤが埋め込まれている。電気伝導ワイヤ７１１、７１２は、形状が環状であり、電極７００の先端７１０の長さに沿って長さ方向に配置されていり。誘電材料によって全体的に又は部分的に被覆されてもよい。絶縁された伝導性ワイヤ７１１、７１２は、選択された距離だけ、電極７００の長さに沿って長手方向に互いから離れ、絶縁部によって分離されている。電極７００は、既存の電気穿孔電子機器と互換性があり、電極７００の近位端７１８を接続する汎用コネクタ７５０を備える。これは、本明細書において別の場所で記載したように、波形を印加するよう構成された電気パルス発生器と操作可能に通信する。電気パルス発生器と操作可能に通信するため、電気伝導ワイヤ７１１，７１２の一部分を電極７００の外側本体７７０のなかに入れ、又は、電気伝導導線を電気伝導ワイヤ７１１，７１２から、先端７１０から近位端７１８までの電極７００の長さに沿って走らせる。電気伝導ワイヤは、任意の種類の伝導性金属（プラチナ／イリジウムなど）を含み得る。材料が異なれば、放射線不透過性が異なり、この特性にしたがって選択することで、特定の結果を達成し得る。例えば、銀はチタンよりはるかに放射線不透過性があり、したがって、本発明の電極のいくつかの実施形態は、チタン伝導性表面／ワイヤを有しつつ、銀をマーカに使用し得る。

生体適合性を確実にするため、電極の実施形態は、絶縁ポリウレタン被覆７７０で覆って、電気パルス発生器に通じる電気伝導ワイヤを閉じ込め得る。
実施形態において、電気伝導ワイヤは、全体が伝導性である必要はない。例えば、導電表面は、絶縁被覆された一以上の部分を（特に、基部の近くに）備え得る。先端７１０における電気伝導ワイヤ７１１，７１２が露出した部分又は表面は、任意の厚さ及び幅であり得る。同様に、先端７１０における電気伝導ワイヤの間の分離距離の量は任意の量であり得る。電極は、任意の数の伝導性ワイヤを備え得る。実施形態において、電極は、電気伝導ワイヤの間の分離距離が調整可能であり、及び／又は、露出した伝導性表面の量が調整可能であるように、構成され得る。

図１６の実施形態は、細い装置として構築されている。これにより、心血管系を通って治療部位に直接航行することが容易にできる。望むなら、電極は、血管形成術及びカテーテルを基礎とする介入において一般的であるように、Ｊ字形の先端（又は同様の形状）を備え得る。これにより、血管系を通って電極を案内し、標的部位に到達することができる。このように非対称な先端を、この特定の実施形態で回転の向きを決定する起点としても使用し得る。電極装置の代表的な寸法（直径が約０．５ｍｍなど）は、確実に、冠動脈のなかに配置できる。カテーテル法で既に使用されているものよりも小さいからである。この直径又は幅は、したがって、５ｍｍから１ｃｍのオーダーである。好ましくは、直径又は幅は、約０，５ｍｍから約５ｍｍまで（約１ｍｍ、２ｍｍ、３ｍｍ、又は４ｍｍなど）である。ヒトで使用する場合、装置は、通常、長さが４０ｃｍ以下のオーダー（約３０ｃｍ、２５ｃｍ又は１５ｃｍなど）であり、獣医学で使用する場合、この長さは、治療すべき動物の大きさに依存して、もっとはるかに大きくなり得る。ヒトの脳腫瘍の治療の場合、この長さは、４０ｃｍのオーダーであり得る。

ここで図１７Ａを参照すると、カテーテル１００は、長尺な部材１０２、通常は、管状ポリマー押出成形品を備え、展開可能な弓形電極配達構造１０４を含む。この構造は、管１０２のなかへ引き込むことによって畳むことができ、又は、図１７Ａに示すように、管から離れて前進させることによって展開することができる。部分的に又は完全に絶縁された電極配列１０６を弓形支持体１０４の外側面に形成して、図１７Ｂに示すように、下部食道Ｅの粘膜内壁Ｍの外周部に係合できるようにする。電極配列１０６を通って時変電界を適用したのち、弓形展開構造１０４を回転して、電極配列１０６が食道Ｅの粘膜壁の新たな区域に係合するようにしてもよい。図１７ＣにおけるＴＲ２に示すように、新たな領域が治療される。引き続き弓形展開構造１０６を回転することにより、食道の外周壁全体を治療してもよい。食道の連続した軸方向区域を同様に治療するため、カテーテル１００を軸方向に再配置することできる。ここで、図１７Ｄを参照すると、治療カテーテル１２０は、カテーテル１００と同様であり、一対の展開可能な弓形構造１２２及び１２４が設けられてもよい。電極の部分的に／完全に絶縁された配列１２６を、展開可能な弓形構造の外側及び／又は内側の表面に形成してもよい。一対の展開構造１２２及び１２４を使用することにより、図１７Ａのカテーテル１００と比較したとき、必要な総治療時間が短くなる。

図１７Ｅに示すように、膨張可能な式風船１３０を使用して、食道の粘膜壁を同様に順次治療してもよい。風船１３０の大部分はエラストマーから形成されているが、膨張不可の寸法的に安定した部分１３２が、風船の一部として形成され、固定され寸法的に安定したやり方で間隔を空けて、複数の部分的に又は完全に絶縁された電極１３４を担っている。したがって、エラストマー風船は、食道のなかで完全に膨らませて使用し、食道の外周部を治療してもよい。最初の治療が完了したのち、風船を所望の量だけ回転して使用し、次の外周部を治療してもよい。このような順次治療を、食道の外周全体が治療されるまで続ける。

更なる実施形態によれば、図１８に例示したように、治療装置１０は、長尺の軸２２を含む。これは、可撓性があり得、医療提供者によって選択された任意の様々なやり方で、体内へ挿入されるよう構成されている。軸２２は、（ｉ）内視鏡的に、例えば食道１４を通って、（ｉｉ）外科的に、又は（ｉｉｉ）他の手段で、配置してもよい。内視鏡（不図示）を使用する場合、軸２２を内視鏡の内腔のなかに挿入し得る。又は、軸２２を内視鏡の外側に配置し得る。その代わりとして、内視鏡を使用して、軸２２が配置中に辿るべき経路を視覚化してもよい。加えて、内視鏡を除去したのち軸２２を食道１４のなかへ挿入し得る。

エネルギー印加装置２４を設けて、軸２２の遠位端２６に配置し、所望のとおりの電界適用のために適切なエネルギーを提供し得る。様々な実施形態において、エネルギー印加装置２４は、本明細書の別の場所で記載したようなエネルギー源に結合される。これは、組織の所望の電気穿孔を提供するのに適切なレベルでエネルギー印加装置２４を駆動する。一実施形態において、軸２２は、ケーブルを含む。これは、電気的絶縁層に囲まれた複数の導体を包含し、エネルギー印加装置２４が遠位端２６に配置されている。位置決め及び膨張装置を軸に結合し得る。位置決め及び膨張装置は、配置される体腔、限定はしないが例示するなら食道、の壁に接触し拡張させるよう構成され、そのような大きさであり得る。位置決め及び膨張装置は、エネルギー印加装置２４の異なる位置に存在し得る。これは、近位及び／又は遠位端、並びに側面を含むが、これに限定されない。

エネルギー印加装置２４は、組織部位の壁から制御された距離離れて、又はそれと直接接触して、支持され得る。これは、エネルギー印加装置２４を拡張可能部材２８に結合することで達成し得る。好適な拡張可能部材２８には、風船、伸展性風船、テーパ形状を有する風船、籠、複数の支柱、巻上げ及び非巻上げ状態を有する拡張可能部材、一つ以上のばね、発泡体、ブラダ、拘束されていないとき拡張して拡張構成となる裏打ち材料などが含まれるが、これに限定されない。拡張可能部材２８を利用して、組織部位で組織に移送されるエネルギーの量を調整し制御し得る。これは、食道壁とともに生じ得る。拡張可能部材２８は、遠位端２６から離れた地点で軸２２の一部分に接合され得る。図１８の任意の実施形態において、伝導性要素は、電界を印加するするため、部分的に又は完全に絶縁され得る。別の実施形態において、拡張可能部材２８を利用して、電界エネルギーそれ自体を印加する。拡張可能部材は、種々の異なる材料から作製し得る。これには、ポリマー、エラストマー及び導電性粒子の混合物などの導電性エラストマーが含まれるが、これに限定されない。伸張不可のブラダは、完全に拡張した形態の形状及び大きさを有し、これは、組織に接触するのに適したやり方で伸張する。

別の実施形態において、導電性部材は、導電性材料（銅など）が表面に堆積した電気絶縁エラストマーから形成し得る。電極パターンを、その後、その材料のなかへエッチングし得る。そしてその後、導電性部材を風船の外側面に取り付け得る。その後、更に絶縁材料の部分的又は全体的被覆を、電気伝導材料の頂部に堆積し得る。一実施形態において、導電性部材は、風船２８であり得、組織部位又は構造の拡張した（つぶれていない）内側内腔（ヒトの下部食道管など）の寸法に適合する形状に拡張可能な構成を有する。更に、この導電性部材は、複数の電極範囲セグメント３０を含み得る。これは、絶縁材料によって部分的又は全体的に覆われている。

本開示の実施形態による更なる例示的な電極を図１９Ａ〜１９Ｂに示す。電極装置の構成要素のいくつかには、ガイドワイヤ、先端、外側本体、コネクタ、風船、及び部分的に／完全に絶縁された伝導性ワイヤが含まれる。この実施形態に描写した構成は、直径が２ｍｍであり、したがって、もっと大きい冠血管（右冠動脈又は左大動脈など）用に設計されている。これは、近位から中間の内腔径が、それぞれ約３．６及び４．３ｍｍである。Ｄｏｄｇｅ，Ｊ．Ｔ．，Ｊｒ．、Ｂ．Ｇ．Ｂｒｏｗｎ、Ｅ．Ｌ．Ｂｏｌｓｏｎ及びＨ．Ｔ．Ｄｏｄｇｅ「Ｌｕｍｅｎ ｄｉａｍｅｔｅｒ ｏｆ ｎｏｒｍａｌ ｈｕｍａｎ ｃｏｒｏｎａｒｙ ａｒｔｅｒｉｅｓ， Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ ａｇｅ， ｓｅｘ， ａｎａｔｏｍｉｃ ｖａｒｉａｔｉｏｎ， ａｎｄ ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｈｙｐｅｒｔｒｏｐｈｙ ｏｒ ｄｉｌａｔｉｏｎ」Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９２年、８６（１）号、２３２〜４６ページ参照。このような管は、代表的な再狭窄内腔径が約２．５ｍｍであるかもしれない。Ｒａｄｋｅ，Ｐ．Ｗ．、Ａ．Ｋａｉｓｅｒ、Ｃ．Ｆｒｏｓｔ及びＵ．Ｓｉｇｗａｒｔ「Ｏｕｔｃｏｍｅ ａｆｔｅｒ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｉｎ−ｓｔｅｎｔ ｒｅｓｔｅｎｏｓｉｓ− Ｒｅｓｕｌｔｓ ｆｒｏｍ ａ ｓｙｓｔｅｍａｔｉｃ ｒｅｖｉｅｗ ｕｓｉｎｇ ｍｅｔａ−ａｎａｌｙｓｉｓ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ」Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｈｅａｒｔ Ｊｏｕｒｎａｌ、２００３年、２４（３）号、２６６〜２７３ページ参照。

最近の微細加工技法により、もっと小さい設計でさえ構築できる。これは、もっと小さい管（冠動脈の遠位部分及び枝など）を標的としてもよい。更に言うと、本開示の装置は、他の適用のため、大きくしてもよい。したがって、本発明の電極の外側本体の直径は、例えば、約０．１ｍｍから約５ｃｍまで及び得る。好ましくは、本発明の電極実施形態は、外径が、約０．５ｍｍから５ｍｍまで（約１ｍｍから約３ｍｍまでなど、約１．５ｍｍから約２ｍｍまでなど）、又は、約０．７５ｍｍから３ｃｍまでに及ぶ。

実施形態において、ガイドワイヤは、最も細い物理的構成要素であり、外科医を適切な管のなかへ導き入れるのに使用される。典型的ではないが、中空であり得る。これにより、典型的な血管内療法と同様、血管造影及び蛍光透視に使用される可溶性造影剤とともに使用してもよい。Ｓｃｈｗａｒｔｚ，Ｒ．Ｓ．、Ｊ．Ｇ．Ｍｕｒｐｈｙ、Ｗ．Ｄ．Ｅｄｗａｒｄｓ、Ａ．Ｒ．Ｃａｍｒｕｄ、Ｒ．Ｅ．Ｖｌｉｅｓｔｒａ及びＤ．Ｒ．Ｈｏｌｍｅｓ「Ｒｅｓｔｅｎｏｓｉｓ ａｆｔｅｒ ｂａｌｌｏｏｎ ａｎｇｉｏｐｌａｓｔｙ， Ａ ｐｒａｃｔｉｃａｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｖｅ ｍｏｄｅｌ ｉｎ ｐｏｒｃｉｎｅ ｃｏｒｏｎａｒｙ ａｒｔｅｒｉｅｓ」Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９０年、８２（６）号、２１９０〜２００ページ参照。ガイドワイヤは、通常、風船の外側本体の直径より直径が小さい。

ガイドワイヤ又はカテーテルは、そのために装置の他のすべての構成要素を配置する支持体を形成する。装置の先端と近位端との間のカテーテルの部分にわたって、膨張可能な風船が配置される。風船は、装置の遠位及び近位端でカテーテルに固定される。風船とカテーテルとの間の領域のなかに流体を提供する膨張機構が、また、設けられる。風船は、使用の間、任意の不活性流体（生理食塩水、造影流体、空気、又は更に、低電気伝導率のショ糖水溶液など）で膨らまされ得る。電気伝導ワイヤが風船の内側に（風船とカテーテルとの間に）配置され、内腔のなかに（風船内部に）高伝導性流体が存在する実施形態において、電流の流れは、ワイヤを通るより優先的に流体を通り、それにより、もっと拡散した電界が得られるかもしれない。好ましい実施形態において、低伝導率の緩衝材が、風船を膨らませて、もっと正確に標的組織を治療するための流体として好ましい。

完全に／部分的に絶縁された伝導性ワイヤ又は電極は、時変電圧波形を印加して、電気パルス発生器からの電界標的組織を適用することができる。装置の使用中、ワイヤ／電極の近位端は、パルス発生器と動作可能に連通する。ワイヤは、パルス発生器に直接結線し得る。又は、好ましい実施形態において、電極は、汎用コネクタ（又は他の接続構造）を備え、操作可能に接続するやり方で、電気伝導ワイヤ／電極を電気パルス発生器に固定する。電極が、一緒に使用したいパルス発生器で利用可能な出力の数より多い数の電気伝導ワイヤを有する場合、電極及び又はパルス発生器は、互いに動作可能に協働するために改造し又は改変し得る。実施形態において、パルス発生器に出力（例えば６出力）があるよりも多くの伝導性ワイヤ（例えば８本）が電極にある場合、本発明のシステムは、電極−発生器インタフェースを備え得る。これは、発生器と協働して、全体の流れのなかの所与のパルスセットについてどのワイヤを活性化するかを切り替える。より具体的には、インタフェースは、８電極システムのためにワイヤ４と８との間で切り替えるスイッチを備え得る。これらのワイヤは、１８０度離れて同時に通電される可能性が低いからである。治療のためのインタフェースの動作の他の例が、基本的に同時に２つのパルスの対を用い、システムは、出力で８本のワイヤすべてに接続する一方、発生器から受け取る正及び負の入力だけを有し得る。ここで、対１−２から２−３などを自動的に切り替え、発生器の正及び負の出力（ポート１及び２）は、パルスセット１を（例えば）２０００Ｖ（ワイヤ１〜２）で変化させ、その後、二番目に１５００Ｖ（ワイヤ２〜３）まで変化させる。

この実施形態において、電気伝導ワイヤは長尺であり、風船の長さに沿って配置される。ワイヤは、互いから選択された距離だけ離れて、電極の外周の周りに配置される。図１９Ａ〜１９Ｂにおいて、風船の周りに円周状に間隔を空けて配置された八つの電気伝導ワイヤ／電極がある。電気伝導ワイヤ／電極の遠位端及び近位端は、相対的に厚い外側絶縁本体によって保護され又は覆われる一方、対象解剖学的領域に対向して配置すべきワイヤ／電極の中間部分は、比較的薄い絶縁層を含み、又は部分的に絶縁されず使用時に雰囲気又は管壁に直接曝される。

風船の先端は、好ましくは、円錐状遠位端を含み、管腔を通って容易に前進できるようにする。円錐状遠位端は、好ましくは、装置の外側本体の一部から形成され、又は、それと動作可能に連通している。装置の外側本体は、絶縁性の容器であり、装置の構成要素を保護し、電気伝導ワイヤの露出量を制御する。装置の外側本体の別の部分は、電極の近位端に配置された近位側の容器を提供する。実施形態において、外側本体の遠位及び近位側の容器又は部分の間に間隙又は分離距離がある。電極のこの間隙すなわち非保護範囲は、電気伝導ワイヤを雰囲気に曝す。

コネクタが、風船の近位側に配置される。コネクタは中空であり、ガイドワイヤに対して移動でき、内部室を有する。これは、風船カテーテルの近位端に戻る経路すべてに延び、流体（生理的食塩水又は空気又は低電気伝導率のショ糖水溶液など）を運搬し得る。

風船は、コネクタに取り付けられる。本体／コネクタアセンブリを貫いて走るのは、８本の伝導性３５ゲージワイヤ（０．１５ｍｍ）の配列である。これらのワイヤは、電極装置全体を通して高絶縁性風船に到るまで絶縁され、その後、露出される。実施形態において、伝導性ワイヤは、コネクタの近位部分に取り付け得るが、遠位端は、自由であり、先端の容器のなかに閉じ込められる。これにより、風船の膨張に伴ってワイヤを自由に拡張できる。他の実施形態において、ワイヤは、風船の表面に取り付けられ得、及び／又は、ワイヤの遠位端が、先端又は遠位外側本体又は電極のコネクタの遠位部分に取り付けられる。

したがって、いくつかの例示的な実施形態において、本開示は以下を提供する。
１．動物又は人体の生体組織のなかで時変電界を発生させる方法。電界の時間変動は、パルスの形態をとる。これは、立上り及び立下り時間が約１〜１００マイクロ秒の間持続し、約２〜２００マイクロ秒の間（又はその間の任意の１マイクロ秒単位）持続し、ピークの大きさが１００〜１００，０００Ｖ／ｃｍ（又はその間の任意の１．０Ｖ／ｃｍ単位）である。およそ同じ持続期間のパルス状又は発振電圧が、伝導性電極の間に適用される。少なくとも一つの電極が組織の近くに配置され、電極から組織のなかへ流れる導通電流が、電極を囲む誘電絶縁体の存在により、実質的に低減され又は防止される。対象解剖学的領域における組織のなかの電界のピーク値は、電圧変動率、及び、電気信号発生器によって課されるピーク電圧によって制御される。電流制限障壁層が、少なくとも一つの電極と対象解剖学的領域との間に配置されるよう構成される。

２．動物又は人体の生体組織のなかで時変電界を発生させる方法。電界の時間変動は、パルスの形態をとる。これは、立上り及び立下り時間が約１〜１００ナノ秒の間持続し、約２〜２００ナノ秒の間（又はその間の任意の１ナノ秒単位）持続し、ピークの大きさが１００〜１００，０００Ｖ／ｃｍの間（又はその間の任意の１．０Ｖ／ｃｍ単位）である。およそ同じ持続期間のパルス状又は発振電圧が、伝導性電極の間に適用される。少なくとも一つの電極が組織の近くに配置され、電極から組織のなかへ流れる導通電流が、電極を囲む誘電絶縁体の存在により、実質的に低減され又は防止される。対象解剖学的領域における組織のなかの電界のピーク値は、電圧変動率、及び、電気信号発生器によって課されるピーク電圧によって制御される。電流制限障壁層が、少なくとも一つの電極と対象解剖学的領域との間に配置されるよう構成される。

３．動物又は人体の生体組織のなかで時変電界を発生させる装置。電界の時間変動は、パルスの形態をとる。これは、立上り及び立下り時間が約１〜１００マイクロ秒の間（又はその間の任意の１マイクロ秒単位）持続し、約２〜２００マイクロ秒の間持続し、ピークの大きさが１００〜１００，０００Ｖ／ｃｍ（又はその間の任意の１．０Ｖ／ｃｍ単位）である。およそ同じ持続期間のパルス状又は発振電圧が、伝導性電極の間に適用される。少なくとも一つの電極が組織の近くに配置され、電極から組織のなかへ流れる導通電流が、電極を囲む誘電絶縁体の存在により、実質的に低減され又は防止される。対象解剖学的領域における組織のなかの電界のピーク値は、電圧変動率、及び、電気信号発生器によって課されるピーク電圧によって制御される。電流制限障壁層が、少なくとも一つの電極と対象解剖学的領域との間に配置されるよう構成される。

４．動物又は人体の生体組織のなかで時変電界を発生させる装置。電界の時間変動は、パルスの形態をとる。これは、立上り及び立下り時間が約１〜１０００ナノ秒の間（又はその間の任意の１ナノ秒単位）持続し、約２〜２０００ナノ秒の間持続し、ピークの大きさが１００〜１００，０００Ｖ／ｃｍの間（又はその間の任意の１．０Ｖ／ｃｍ単位）である。およそ同じ持続期間のパルス状又は発振電圧が、伝導性電極の間に適用される。少なくとも一つの電極が組織の近くに配置され、電極から組織のなかへ流れる導通電流が、電極を囲む誘電絶縁体の存在により、実質的に低減され又は防止される。対象解剖学的領域における組織のなかの電界のピーク値は、電圧変動率、及び、電気信号発生器によって課されるピーク電圧によって制御される。電流制限障壁層が、少なくとも一つの電極と対象解剖学的領域との間に配置されるよう構成される。

本開示の原理、態様及び実施形態を列挙する本明細書におけるすべての記述（加えて、その具体例）は、その構造的及び機能的等価物を包含することを意図している。更に、このような等価物は、現時点で既知の等価物も含むことを意図している。もちろん、将来開発される等価物、すなわち、構造に関わらず同じ機能を実現するよう開発される任意の要素も両方とも含む。

回路及び方法ステップ及びの本明細書における記載は、開示する実施形態の原理を具体化する例示的な回路及びソフトウェアの概念的実施形態を表す。したがって、本明細書に示し記載した様々な要素の機能は、専用のハードウェアを通して提供してもよい。もちろん、本明細書にしたがう適切なソフトウェアに関連してソフトウェアを実行できるハードウェアでもよい。

本明細書の開示において、特定の機能を実現する手段として表される任意の要素は、その機能を実現するすべてのやり方を包含することを意図している。これには、例えば、ａ）その機能を実現する回路要素及び関連するハードウェアの組合せ、又は、ｂ）本明細書に示す任意の形態（したがって、ファームウェア、マイクロコードなどを含む）のソフトウェアを、その機能を実現するのに適した、そのソフトウェアを実行する回路と組み合わせたものが含まれる。本出願人は、したがって、これらの機能を提供できるすべての手段を、本明細書に示したものと等価であると考える。

同様に、本明細書に記載したシステム及び処理フローは、様々な処理を表すことが理解される。これは、コンピュータ可読媒体のなかに実質的に表現され、コンピュータ又は処理装置によって（このようなコンピュータ又は処理装置が明示的に示されていようといまいと）そのように実行されてもよい。更に、様々な処理が、処理及び／又は他の機能を表すだけでなく、その代わりとして、こうした処理又は機能を実行するプログラムコードのブロックとしても理解され得る。

なかでも、上述し、図面に示したような、本開示の方法、システム、コンピュータプログラム及び可搬装置は、治療処置を実行するための改善された方法、システム及び機械可読プログラムを提供する。当業者に明らかなように、本開示の趣旨又は範囲から逸脱することなく、本開示の装置、方法、ソフトウェアプログラム及び可搬装置において、様々な改変及び変形をなし得る。したがって、本開示は、主題の開示及び等価物の範囲のなかにおける改変及び変形を含むことを意図している。本明細書で参照したすべての文献は、あらゆる目的のため、参照により本明細書に全体として明示的に組み込まれる。

Claims (22)

1. 生体組織の領域を治療するシステムであって、
   ａ）複数のパルスを有する時変電界を発生させるよう構成された電気信号発生器を備え、前記複数のパルスは、それぞれ、立上り及び立下り時間が１〜１００マイクロ秒の間持続し、２〜２００マイクロ秒の間の持続期間の間持続し、
   ｂ）対象解剖学的領域に近接して配置されて前記時変電界を前記対象解剖学的領域に印加するよう構成された少なくとも一つの電極を備え、前記電界は、ピークの大きさが１００〜１００，０００Ｖ／ｃｍの間であり、前記対象解剖学的領域における組織のなかでの前記電界のピーク値は、電圧変動率、及び、前記電気信号発生器によって課されるピーク電圧によって制御され、
   ｃ）前記少なくとも一つの電極と前記対象解剖学的領域との間に配置されるよう構成された電流制限障壁層を備える、
   システム。
2. 生体組織の領域を治療するシステムであって、
   ａ）複数のパルスを有する時変電界を発生させるよう構成された電気信号発生器を備え、前記複数のパルスは、それぞれ、立上り及び立下り時間が１〜１０００ナノ秒の間持続し、２〜２０００ナノ秒の間の持続期間の間持続し、
   ｂ）対象解剖学的領域に近接して配置されて前記時変電界を前記対象解剖学的領域に印加するよう構成された少なくとも一つの電極を備え、前記電界は、ピークの大きさが１００〜１００，０００Ｖ／ｃｍの間であり、前記対象解剖学的領域における組織のなかでの前記電界のピーク値は、電圧変動率、及び、前記電気信号発生器によって課されるピーク電圧によって制御され、
   ｃ）前記少なくとも一つの電極と前記対象解剖学的領域との間に配置されるよう構成された電流制限障壁層を備える、
   システム。
3. 請求項１又は２のシステムにおいて、
   前記電流制限障壁層は、前記生体組織を通る導通電流を防ぐよう構成されている、
   システム。
4. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
   前記電流制限障壁層は、厚さが１〜２０００マイクロメートルの間である絶縁材料を含む、
   システム。
5. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
   前記電流制限障壁層は、気体充填間隙を含み、前記気体充填間隙を横切る前記電界が前記気体充填間隙のなかの気体のイオン化閾値を超えたときそこを通って電流を導通し始める、
   システム。
6. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
   前記電流制限障壁層は、イオン伝導性の液体又はポリマーを含む、
   システム。
7. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
   前記少なくとも一つの電極は、電界を前記対象解剖学的領域に適用するよう構成され、これは、前記対象解剖学的領域のなかで前記電極に対して主に垂直な方向に向けられる、
   システム。
8. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
   前記少なくとも一つの電極は、電界を前記対象解剖学的領域に適用するよう構成され、これは、前記対象解剖学的領域のなかで前記電極に対して主に接する方向に向けられる、
   システム。
9. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
   前記少なくとも一つの電極は、選択的に膨張して前記少なくとも一つの電極を前記対象解剖学的領域に近接させることができる膨張可能部材の表面に近接して形成されている、
   システム。
10. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
    前記少なくとも一つの電極は、パターン形成され、前記パターン形成は、露出した導体と絶縁材料とが交互にある領域、又は、厚さの異なる絶縁材料が交互にある領域によって画定されている、
    システム。
11. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
    前記少なくとも一つの電極は、可撓性がある、
    システム。
12. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
    前記少なくとも一つの電極は、弾性がある、
    システム。
13. 請求項１乃至３いずれかのシステムにおいて、
    前記少なくとも一つの電極は、中心軸を囲む複数の長尺導体を含み、これは、前記中心軸から放射状外側へ向けて展開できる、
    システム。
14. 請求項１３のシステムにおいて、
    前記複数の長尺導体は、実質的にそれらの全長に沿った絶縁層を含む、
    システム。
15. 請求項１４のシステムにおいて、
    前記絶縁層の厚さは、前記複数の長尺導体の長さに沿って変化する、
    システム。
16. 請求項１５のシステムにおいて、
    前記絶縁層の厚さは、前記対象解剖学的領域に近接して配置されるよう構成された、前記複数の長尺導体の部分に沿って、小さくなっている、
    システム。
17. 請求項１３のシステムにおいて、
    前記複数の長尺導体は、前記対象解剖学的領域に近接して配置されるよう構成された、前記複数の長尺導体の部分に沿って、部分的に絶縁されている、
    システム。
18. 請求項１〜１５のいずれかに記載のシステムを使用して、ヒト以外の動物の上又は中にある前記対象解剖学的領域に電界を適用することを含む、方法。
19. 請求項１８の方法において、
    前記対象解剖学的領域は、十分の一秒と一時間との間の時間、前記電界に曝される、
    方法。
20. 請求項１８の方法において、
    前記対象解剖学的領域は、五秒と二十分との間の時間、前記電界に曝される、
    方法。
21. 請求項１８の方法において、
    前記対象解剖学的領域は、三十秒と十分との間の時間、前記電界に曝される、
    方法。
22. 請求項１８の方法において、
    前記対象解剖学的領域は、三分と七分との間の時間、前記電界に曝される、
    方法。

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