JP7713014B2 - 心臓弁アブレーションカテーテル - Google Patents

Description

［関連出願］
本出願は、２０２０年１１月８日に出願された米国仮特許出願第６３／１１１，０３３号の３５ＵＳＣ§１１９（ｅ）に基づく優先権の利益を主張し、その内容は参照により全体が本明細書に組み込まれる。

本発明は、そのいくつかの実施形態では、構造的心臓疾患の分野に関し、より詳細には限定されないが、心臓弁輪形成術に関する。

（例えば、僧帽弁の）不十分な心臓弁機能を患う患者は、心臓弁の線維輪組織に縫合された弁輪形成リングの移植を受け得る。この目的は、弁の周囲を縮小および／または安定化することである。手順は、心臓切開手術として、または血管内（経カテーテル）アプローチを介していくつかの装置と共に実施され得る。

弁の周囲が縮小することにつれて、弁葉はより近くなり、したがって、弁の逆流を低減または排除するためのより良好な封止（接合）を達成する。

本開示のいくつかの実施形態の一態様によれば、組織を構造的破壊し、弁輪の周囲の収縮を誘発して心臓弁を通る逆流を低減するのに十分な量で、心臓弁輪の周囲にエネルギーを送達することを含む、心臓弁輪形成処置を実施する方法が提供される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、組織の構造的破壊は、組織の線維性構造に対する変化を含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、エネルギーは心臓弁輪の組織がその機械的に変形した状態にある間に、組織を破壊する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、機械的に変形させることは、組織を圧縮することを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、組織を圧縮することは、組織を少なくとも１つの鋭利な要素で穿孔することと、鋭利な要素を操作して圧縮を加えることとを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、少なくとも１つの鋭利な要素は、組織に構造的破壊エネルギーを送達するために使用される要素も含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、要素は電極である。

本開示のいくつかの実施形態によれば、電極は、組織内にＲＦエネルギーを伝達することによって組織構造を破壊する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、電極は、細胞死の誘導によって組織の構造を破壊する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、電極は、凝固によって組織の構造を破壊する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、圧縮することは、少なくとも１つの鋭利な要素の複数の間で組織を挟むことを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、圧縮することは、少なくとも１つの鋭利な要素を使用して組織にねじりを加えることを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、弁輪の周囲の低減は、組織アブレーションエネルギーの送達の結果としての組織収縮を含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、弁輪の周囲の減少は、組織が機械的に変形されている間の組織アブレーションエネルギーの送達の結果としての組織の塑性変形を含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、組織アブレーションエネルギーを送達することは、電極を介して穿孔された組織内に高周波エネルギーを送達することを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、組織アブレーションエネルギーを送達することは、電極を介して接触した組織内に高周波エネルギーを送達することを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、組織アブレーションエネルギーは、高周波エネルギー、集束超音波エネルギー、および極低温冷却からなる群のうちの少なくとも１つによって提供される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、切除される組織は、弁輪の繊維状組織、および弁輪の繊維状組織に隣接する心臓壁の組織、からなる群のうちの少なくとも１つを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、弁輪は、僧帽弁または三尖弁の弁輪である。

本開示のいくつかの実施形態によれば、この方法は、心臓弁輪の周囲に沿った複数の部位における組織アブレーションエネルギーの送達を繰り返すことを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、方法は、拡張された心臓弁周囲を有する患者を選択することと、収縮のために標的とされる心臓弁輪に沿った箇所の選択を含む、心臓弁輪の周囲の標的とされる低減を計画することと、選択された箇所の各々において送達エネルギーを実施することとを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、収縮の少なくとも一部は、心臓弁輪形成処置中に生じる。

本開示のいくつかの実施形態によれば、収縮の少なくとも一部は、心臓弁輪形成処置後に生じる。

本開示のいくつかの実施形態の一態様によれば、心臓弁輪形成術を実施する方法が提供され、この方法は、少なくとも１つの電極を用いて心臓弁の周囲に沿って組織を穿孔することと、穿孔された組織を変形させ、心臓弁輪の周囲を縮小させるために、少なくとも１つの電極に機械的力を印加することと、電極を介して組織アブレーションエネルギーを送達し、それによって、変形された組織の塑性変形を誘発することと、機械的力を解放して、縮小された周囲を有する心臓弁輪を残すこととを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、機械的力を加えることは、穿孔された組織にねじりを加えることを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、機械的力を加えることは、穿孔された組織を圧縮することを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、組織アブレーションエネルギーは高周波エネルギーである。

本開示のいくつかの実施形態によれば、組織アブレーションエネルギーを送達することは、凝固によって塑性変形を誘発する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、低減された周囲は、心臓弁の弁尖を、弁の逆流を低減する位置に引き込む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、逆流の低減は、心臓弁の弁尖間の接合の修復を含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、塑性変形は、変形された組織の収縮を含む。

本開示のいくつかの実施形態の一態様によれば、経皮的切開部から心腔に経血管挿入されてその心臓弁輪に到達するようなサイズにされたカテーテルと、カテーテルの遠位端にある少なくとも１つの組織侵入要素とを備え、少なくとも１つの貫通要素がカテーテルの本体に対して移動し、組織破壊エネルギーを心臓弁輪の貫通組織に送達するように作用する、弁形成治療のための装置が提供される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、少なくとも１つの貫通要素は、心臓弁輪の組織に挿入されている間、その相対距離を調整可能な複数の貫通要素を備える。

本開示のいくつかの実施形態によれば、少なくとも１つの組織貫通要素の各々は、カテーテルが心腔に挿入されるときに、経皮的切開部の外側に残る接続部に電気的に相互接続される電極である。

本開示のいくつかの実施形態によれば、複数の貫通要素の各々は、アブレーション電極として動作する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、貫通要素は、比較的広い距離で組織に挿入され、より狭い距離に調整されるように離間される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、貫通要素の相対距離は、ギアの回転によって調整される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、ギアは、カテーテルの近位側に通じる制御要素によって回転される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、制御要素はまた、組織貫通要素のうちの少なくとも１つと、経皮的切開部の外側に残る電力源との間の電気的相互接続を提供するように作用する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、貫通要素の相対距離は、形状記憶合金を含むアクチュエータの温度変化によって調整される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、形状記憶合金は、貫通要素の電極としての動作の結果としての加熱によって温度変化が誘発されるように配置される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、形状記憶合金は加熱されたときに、貫通要素を初期距離から比較的狭い距離に移動させるように成形される。

本開示のいくつかの実施形態によれば、装置は、装置が心腔に挿入されたままである間に、温度変化の前に貫通要素の距離を回復させるように作動可能な装置リセットを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、装置は、エネルギー送達セグメント内において遠位で終端し、外側チューブ内に収容される内側構成要素を含み、外側チューブはガイドカテーテル内から心腔への挿入のためのサイズであり、外側チューブは、ガイドカテーテルによって制限されていないときに想定される所定の遠位屈曲部を備え、外側チューブがガイドカテーテル内に引き込まれるときに真っ直ぐになる。

本開示のいくつかの実施形態によれば、少なくとも１つの貫通要素は、カテーテルを介して加えられるトルクを受けると、それが挿入される組織と係合し、それにねじれを誘発する非円形断面を有する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、装置は、組織アブレーションセグメント内において遠位で終端し、外側チューブ内に収容される内側構成要素を有し、外側チューブはガイドカテーテル内から心腔に挿入するためのサイズであり、外側チューブは、ガイドカテーテルによって制限されていないときに想定される所定の遠位屈曲部を備え、外側チューブがガイドカテーテル内に引き込まれるときに真っ直ぐになる。

本開示のいくつかの実施形態によれば、非円形断面は、矩形状のブレードを含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、非円形断面は、中心軸から放射状に延びる３つ以上のブレードを含む。

別途定義されない限り、本明細書で使用されるすべての技術用語および／または科学用語は、本開示が属する技術分野の当業者によって一般に理解されるのと同じ意味を有する。本明細書に記載されるものと同様または同等の方法および材料を、本開示の実施形態の実施または試験において使用することができるが、例示的な方法および／または材料を以下に記載する。矛盾する場合には、定義を含めて、本特許明細書が優先する。加えて、材料、方法、および実施例は、例示にすぎず、必ずしも限定することを意図するものではない。

本発明のいくつかの実施形態は、添付の図面を参照して、例示としてのみ説明される。ここで図面を詳細に参照すると、示された特定事項は例示であり、本発明の実施形態の説明を目的としたものであることが強調される。これに関連して、図面を用いた説明は、本発明の実施形態がどのように実施され得るかを当業者に明らかにするものである。

図１Ａおよび図１Ｂは、本開示のいくつかの実施形態による、心臓弁輪処理を概略的に説明するフローチャートである。 本開示のいくつかの実施形態による、電気単極アブレーションシステムを概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、双極アブレーションシステムを概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、特にステアリングに関連する、アブレーションカテーテルの遠位要素（オプションとして、ＲＦアブレーションカテーテルの例、または別のアブレーションエネルギー型を使用するアブレーションカテーテル、例えば、凍結アブレーションカテーテルまたは集束超音波アブレーションカテーテル）を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、特にステアリングに関連する、アブレーションカテーテルの遠位要素（オプションとして、ＲＦアブレーションカテーテルの例、または別のアブレーションエネルギー型を使用するアブレーションカテーテル、例えば、凍結アブレーションカテーテルまたは集束超音波アブレーションカテーテル）を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、特にステアリングに関連する、アブレーションカテーテルの遠位要素（オプションとして、ＲＦアブレーションカテーテルの例、または別のアブレーションエネルギー型を使用するアブレーションカテーテル、例えば、凍結アブレーションカテーテルまたは集束超音波アブレーションカテーテル）を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、心腔（左心房）内のアブレーションカテーテルの操縦を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、心腔（左心房）内のアブレーションカテーテルの操縦を概略的に示す。 図８Ａ～図８Ｄは、本開示のいくつかの実施形態による、弁輪に沿った任意の位置を焼灼することを可能にする様々なものうちのアブレーションカテーテルの追加の構成を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素の代替設計を概略的に図示する。 図２１Ａおよび図２１Ｂは、本開示のいくつかの実施形態による、組織が圧縮または牽引状態にある間にアブレーションによって組織を成形する方法を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、組織が圧縮または牽引状態にある間にアブレーションによって組織を成形する方法を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、組織が圧縮または牽引状態にある間にアブレーションによって組織を成形する方法を概略的に示す。 図２４Ａおよび図２４Ｂは、本開示のいくつかの実施形態による、組織が圧縮または牽引状態にある間にアブレーションによって組織を成形する方法を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、組織が圧縮または牽引状態にある間にアブレーションによって組織を成形する方法を概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、電極プライヤを概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、電極プライヤを概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、電極プライヤを概略的に示す。 本開示のいくつかの実施形態による、図２７Ａ～図２７Ｃの機構を包み込む被覆カテーテル先端ケーシングを概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、図２７Ａ～図２７Ｃの機構を包み込む被覆カテーテル先端ケーシングを概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、図２７Ａ～図２７Ｃの機構を包み込む被覆カテーテル先端ケーシングを概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、僧帽弁の弁輪形成に使用されるアブレーションカテーテルの遠位部分の血管内アプローチを介した位置決めを概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、カテーテルのオプションの近位側を実証する。 図３１Ａ～図３１Ｅは、本開示のいくつかの実施形態による、調整可能な幅のアブレーションカテーテルの異なる構成された層を概略的に図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、チューブおよび／またはチューブに柔軟性を提供するために切断された自己インターロックパターンの展開図を図示する。 本開示のいくつかの実施形態による、組織に挿入し、ねじり、次いで焼灼するアブレーション電極構成を概略的に表す。 図３４Ａ～図３４Ｄは、本開示のいくつかの実施形態による、弁周囲減少のねじれおよび焼灼方法を図示する。 図３５Ａ～図３５Ｂは、本開示のいくつかの実施形態による、ループバネによって相互接続された２つの針電極を備える電極アセンブリの構成を概略的に図示する。 図３６Ａ～図３６Ｃは、本開示のいくつかの実施形態による、ループバネによって相互接続された２つの針電極を備える機械的に作動される電極アセンブリの構成を概略的に示す。 図３６Ｄおよび図３６Ｅは、本開示のいくつかの実施形態による、ループバネによって相互接続された２つの針電極を備える機械的に作動される電極アセンブリの構成を概略的に示す。 図３７Ａ～図３７Ｃは、本開示のいくつかの実施形態による、図３６Ａ～図３６Ｅの機械的に作動される電極アセンブリの動作を概略的に示す。

本発明は、そのいくつかの実施形態では、構造的心臓疾患の分野に関し、より詳細には限定されないが、心臓弁輪形成術に関する。

概要
本開示のいくつかの実施形態の一態様は、弁の環状リングの領域に印加されるエネルギーによって誘発される組織収縮および／またはリモデリングを使用して実施される弁輪形成術に関する。

現在、心房細動を治療するためのゴールド・スタンダード・オブ・ケアは、肺静脈の周りの左心房壁に沿った領域を焼灼（ａｂｌａｔｅ）するためのＲＦエネルギーの使用である。この処置の報告された副作用は、肺静脈狭窄（ＰＶＳ）である。

ＰＶＳはまた、（例えば、Ｊ．Ｍａｔｓｕｄａ ｅｔ ａｌ．，Ｊ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌ．２０１７ Ｍａｒ；２８（３）：２９８－３０３．第二世代クリオバルーンアブレーション後の肺静脈狭窄、によって報告されるように、）冷凍アブレーションなどの他の方法を使用して行われるアブレーション処置の結果であり得る。

ＰＶＳは、焼灼された組織領域の収縮によって誘導される肺静脈の収縮に起因する。アブレーションにより肺静脈に狭窄を生じる生理学的機構は、例えば、Ｖｉｎｃｅｎｔ ＪＡＭｅｔ ａｌ．，Ｃｉｒｃ Ａｒｒｈｙｔｈｍ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌ．２０１４ Ａｕｇ；７（４）：７３４－８によるカテーテルアブレーション後の肺静脈狭窄、エレクトロポレーション対ラジオ波に記載されているように、肺静脈を取り囲む結合組織の瘢痕化に起因する。

本発明者らは、本明細書において、心臓弁漏出を治療するために構造的破壊エネルギーを適用することによって誘発される組織収縮の現象を使用する血管内アプローチを記載する。漏れは、心臓弁の弁尖の接合不全を特徴とし、背圧に応答して完全には閉じない。これは、血流逆流を可能にし、心臓によるポンピングの効率を損なう。

本開示のいくつかの実施形態では、弁輪の周囲の組織が構造的破壊エネルギーの印加によって再構築される。いくつかの実施形態では、これは組織を焼灼するのに十分なエネルギーを含む。焼灼は弁輪組織を直接損傷し（lesion）（すなわち、弁輪の線維組織のアブレーション損傷）、および／または近傍の組織、例えば、僧帽弁または三尖弁の上の心房壁を損傷してもよい。

アブレーションは、収縮、および対応する弁輪の周囲全体の減少を誘発する。これは、潜在的に、逆流する心臓弁の弁尖を接合（coaptation）状態にし、または接合が達成されない場合、それらの最閉状態におけるそれらの間の残りのギャップを低減することによって、逆流の重症度を低減し得る。いくつかの場合において、正常な弁尖接合の最初の喪失は、弁輪の再形成（伸長）によってそれ自体が引き起こされた。したがって、弁輪を収縮させる治療は、心臓弁を互いに元の関係に戻すことがある。

本明細書において、組織の「アブレーション」への言及は、組織の結合構造の完全性を概して保持しながら（ただし、変更することもある）、少なくとも組織において細胞死を誘導する組織への構造的破壊エネルギーの送達を指す。さらに、本明細書に記載される実施形態の文脈内で、実行されるアブレーションは、以下の２つのうちの少なくとも１つを有する：
・アブレーションされた組織は収縮する。
・アブレーションされた組織は、アブレーション中および／またはアブレーション後に組織に加えられる機械的力によって影響される形状にプラスチックリモデリングされる。

特定の理論へのコミットメントなしに、これらの効果は例えば、細胞構造の喪失から、結合線維に対する内部応力の緩和から、アブレーション後に存続する組織構造に対する変性（凝固）の効果から、および／またはアブレーション後に生じる治癒プロセスの効果から生じ得る。

収縮は、（例えば、体液の損失または細胞成分の収縮に起因して）直ちにまたはほぼ直ちに起こる効果、ならびに、例えば、誘起された萎縮および／または治癒の過程に起因するより遅い効果を含み得る。

いくつかの実施形態では、構造的破壊エネルギーの適用は、任意選択で、サブアブレーションである。例えば、組織の線維性構造は、加熱によって、および／または電解電流の通過によってそのｐＨを調整することによって、より可鍛性（malleable）にすることができる。この可鍛性を生じる構造破壊は、組織収縮と同時に、または組織収縮とは別に誘導され得る。

本明細書の実施形態について記載される機械的力下でのプラスチックリモデリングの効果は一般に急性であり、すなわち、それらは、構造的破壊エネルギーの適用中に、またはその後の周期内に、機械的力を適用するためにツールを使用する手順が進行中である間に生じる。特定の理論へのコミットメントなしに、これらの急性効果は、外部機械力によって変形される組織における応力および／または歪みを緩和するように作用する凝固の解体効果によって影響されると理解され得る。これは、外部の機械的力が除去された（すなわち、塑性的に変形された）後でさえ、凝固状態にある新たな「好ましい形状」を組織に効果的に与える。外力によって変形した組織に構造的破壊エネルギーを適用する場合、塑性変形に影響を及ぼす非凝固機構が存在し得ることは排除されない。例えば、組織領域における水の電気分解が遊離プロトンの製造をもたらし、これがコラーゲンマトリックスの自己結合に一時的に影響を及ぼし、その結果、コラーゲンマトリックスがより可鍛性になる機構が提案されている。

心房細動を治療するために心臓組織に対して実行される２つの主要なタイプのアブレーションは例えば、高周波（ＲＦ）エネルギーまたは超音波エネルギーを使用する熱アブレーション、および冷凍アブレーションである。両タイプのアブレーションは、肺静脈狭窄と関連している。しかしながら、２つの機構の差の結果として、組織リモデリング効果に差がある可能性がある。例えば、熱アブレーション効果は、構造的細胞成分に直接作用する凝固を含み、一方、凍結アブレーションの主な効果は、潜在的に生物学的制御下で、構造的細胞成分の下流側の変性をもたらす細胞組織およびプロセスを破壊する。エレクトロポレーションは、変性（凝固）よりもむしろその初期効果において主に破壊的である別のセルラーアブレーション機構である。コラーゲンマトリックスを部分的に酸性化することによってコラーゲンマトリックスを破壊する機構として、組織水の電解も提案されている。

いくつかの実施形態では、組織の構造的破壊によって行われる弁形成術は、弁周囲を約５～１０％まで減少させる。弁輪の再形成は、弁輪の周囲の任意の選択された部分の部位を標的とすることができ、例えば、ほぼ均等に離間した箇所で組織を破壊するか、または代わりに、周囲の１つまたは複数の特定の領域にグループ化された箇所で組織を破壊する。

本開示のいくつかの実施形態の一態様は、組織を機械的に変形させる一方で、組織を収縮させ、および／またはより可鍛性にするために、構造的破壊エネルギーも適用するための方法および装置に関する。いくつかの実施形態では、組織は機械的力の印加によって変形される。いくつかの実施形態では、変形が弁輪形成を行うために、アブレーションの組織リモデリング効果、または構造的破壊エネルギーのサブアブレーション適用に影響を及ぼすために使用される。

機械的組織変形の効果は、（追加の構造的破壊エネルギーなしに適用される場合）機械的組織変形がそれを誘発する機械的力が除去されるときに逆転する限り、構造的破壊エネルギー送達の効果と区別され得る。言い換えれば、機械的組織変形は単独で弾性であり、一方、構造的破壊エネルギーの適用は組織を「可塑化（plasticizes）」し、変形によって組織を新たな非弾性的に反転する形状に展性にし、および／または組織に塑性変形を直接誘発する。本明細書における組織の「破壊」への言及は、細胞死を伴うまたは伴わない組織の非弾性の構造的破壊を指す。言及される破壊は、組織の全体的な構造的完全性を修正するが維持する部分的破壊であることを理解されたい。

（ＲＦアブレーションおよび／または電流の印加などの）組織に構造的破壊エネルギーを供給するモダリティは、組織変形を引き起こす機械的力が除去されたときに持続する新しい形状に機械的力によって変形された組織のリモデリングを誘発し得る。このタイプの塑性変形は、アブレーションされた組織の収縮による塑性変形とは異なり、両方の効果が生じ得る。

いくつかの実施形態では、機械的力が複数の横方向に分離された要素の間で組織を圧縮することによって印加される。これらの各々は、本明細書では「ジョー（jaw）」とも呼ばれ、本明細書では組織プライヤとして一緒に作動することとしても呼ばれる。ジョーは例えば、最大幅が０．２ｍｍ未満、０．４ｍｍ未満、０．８ｍｍ未満、または１ｍｍ未満（例えば、０．４ｍｍ×０．４ｍｍ断面）、および長さが約１～１０ｍｍ、例えば、２ｍｍ、３ｍｍ、または４ｍｍの断面を有する、弁輪の操作のためのサイズである。ジョー間の最大距離は例えば、約２～１０ｍｍの範囲、例えば、２ｍｍ又は４ｍｍであってもよい。

組織プライヤのジョーは、組織表面に適用されてもよく、または組織表面を穿孔してもよい。ジョーが互いに向かって移動すると、組織が圧縮され、その結果、その形状が変形する。この状態で組織に印加されるエネルギー（例えば、加熱、冷却、および／または電気エネルギーの形成で）は、組織構成要素が変更される、例えば、凝固および／または解離されるにつれて、その変形形状の内部力を緩和する傾向があり得る。

組織プライヤのジョーは任意選択的に、体外（例えば、カテーテルが挿入された経皮的切開部の外側）に残る制御アクチュエータにカテーテルを通して組織プライヤを連結するワイヤまたはシャフトを通して指令される回転運動によって作動される。例えば、ラックアンドピニオン配置は、ピニオンギアの回転をジョーの直線運動に変換することができる。代替的に、ジョーはワイヤまたはシャフトによって回転される中心部材に結束によって接続され、中心部材が回転し、結束をより短く巻き付け、ジョーを一緒にするまで、分離されたままであるようにバネ荷重される。

いくつかの実施形態では、ジョーの移動は、標的組織にエネルギーを送達するために、その動作中に装置の加熱によって自動的に誘発される。これは、例えば、第１の状態（例えば、ジョー分離状態）で初期化され、一方、軟らかく、その転移温度未満である形状記憶合金バネを使用して具体化されてもよい。超弾性状態（合金の転移温度より高い）にあるバネのプリセット形状は、ジョーをより近い位置に駆動するように選択される。冷却後、装置は例えば、楔などの再成形装置を使用することによってリセットすることができる。あるいは、第２の弾性部材が設けられていてもよく、これは形状記憶合金バネがその転移温度を上回る場合には形状記憶合金バネよりも弱いが、形状記憶許可バネがその転移温度を下回る場合にはより強い。

追加的または代替的に、いくつかの実施形態では、機械的力が組織領域にねじれを誘発する（それをねじる）ことによって印加される。ねじれは、組織と係合されたプライヤをねじることによって適用され得る（プライヤジョーがレンチジョーとして２倍になるように、それをレンチとして効果的に使用する）。別のレンチ状の構成では、（固定されているため、プライヤとして使用されない）複数の固定ジョーは、（例えば、それを穿孔することによって）組織と再び係合され得る。共通の中心の周りでこれらのジョーをねじることによって、周囲の組織にねじれが誘発される。

任意選択的に、単一のロッド状要素が、周囲組織にねじれを加えるためのレンチとして使用される。これは、組織を穿孔する要素を含むことができ、その表面の一部が単一の要素が回転されるときに組織に押し付けられるような断面プロファイルを有する。これは、断面プロファイルの中心からの急激に誇張された相対的な半径方向測定距離（すなわち、より広いものからより狭いものへの急速な移行）において、周囲の周りに隣接領域を有する断面プロファイルのいくつかの部分の結果であり得る。狭い長方形の断面（例えば、ブレード状）が一例を提供する。組織は幾分弾性であるので、開口部が開く前に、組織をそれと共に引きずらすことなくブレードを回転させるのに十分なブレードトルク力に制限があり得る。使用され得る関連する断面形状は、断面形状または星形形状（例えば、共通の中心軸から放射する３つ、４つ、またはそれ以上のブレードを有し、平坦なブレードは、それぞれ共通の中心から放射する２つのブレードを有すると考えられ得る）である。これは、滑りが生じる前に、いくらか高いトルクレベルを可能にし得る。組織に挿入する装置の部分の最大直径は例えば、約２～６ｍｍであってもよい。

いくつかの実施形態では、構造的破壊エネルギーの送達は、プライヤおよび／またはレンチジョーを備えるのと同じ要素のうちの少なくとも１つを使用して行われ、例えば、ジョーのうちの１つまたは複数はまた、アブレーション電極として動作する。

エネルギーは、別のツールによって変形された組織の上または中に配置されるエネルギー送達要素（例えば、電極プローブ、集束超音波プローブ、または冷凍アブレーションプローブの電極）によって代替的に実行されてもよい。これは、最も高いエネルギーを受ける領域から、最も高い印加力の領域を任意に分離することを可能にすることによって、潜在的な利点を提供する。最も構造的に破壊的なエネルギーを受ける領域はまた、それによって最も弱められる領域であってもよく、その弱めは、意図しない引き裂きをもたらし得る。

本開示の少なくとも１つの実施形態を詳細に説明する前に、本開示は、その適用において、以下の説明に記載され、および／または図面に示される構成要素および／または方法の構成および配置の詳細に必ずしも限定されないことを理解されたい。本発明の特徴を含む本開示に記載される特徴は、他の実施形態が可能であり、または様々な方法で実施または実行されることが可能である。

背景
ここで、本開示のいくつかの実施形態による、心臓弁輪処理の方法を概略的に説明するフローチャートである図１Ａ及び図１Ｂを参照する。図１Ａおよび図１Ｂのブロックの動作は、図１Ｂが弁輪組織を変形させる動作のためのブロック１１１を追加することを除いて、実質的に同じである。

ブロック１１０において、いくつかの実施形態では、エネルギー送達ツール（例えば、構造破壊的エネルギーを送達することができるアブレーション電極または他のプローブ）は、弁輪の周囲に沿って所定の位置に配置される。この位置は弁輪組織との接触を含み、接触した弁輪組織は、弁輪の周囲全体を減少させることによって弁機能を改善しようとする弁輪形成処置の一部として収縮されるべき組織である。

エネルギー送達ツールは例えば、高周波（ＲＦ）エネルギーを組織に伝達するように構成された電極、集束超音波トランスデューサ、または冷凍アブレーションプローブを備えてもよい。アブレーションシステムの例は例えば、図２Ａ、図２Ｂおよび図３０に関連して説明される。他の図は、構造的破壊エネルギーを送達するために使用されるプローブの実施形態を説明する。図３～図８Ｄおよび図２９は特に、カテーテルのエネルギー送達部分（例えば、電極）との接触によって弁輪の周囲の異なる部分にアクセスすることを可能にする制御自由度を備えたプローブを示す。

ブロック１１０の配置は、修正のために標的とされる組織上に１つまたは複数の電極を静置すること、および／または修正のために標的とされる組織内に１つまたは複数の電極を挿入することを含み得る。図９～図２０は異なる電極プローブ設計を示し、そのうちのいくつかは組織に挿入され、そのうちのいくつかは組織上に静止し、そのうちのいくつかは２つを異なる電極および／または電極部分に組み合わせる。

ブロック１１１において、いくつかの実施形態（図１Ｂ）では、修正のために標的とされる組織（例えば、弁輪の周囲上）は機械的に変形される。いくつかの実施形態では、これは、ブロック１１０において、標的組織に既に挿入された１つまたは複数の電極の位置を操作することによって実行される。例えば、電極は、一緒に圧搾され、それらの間の組織も圧搾（ｓｑｕｅｅｚｅ）され得る。好ましくは、電極は（例えば、弁輪の周囲に対して実質的に接線方向に）配向され、それらを一緒に圧搾することにより、弁輪の周囲を短くする。追加的に又は代替的に、電極は（個別に及び／又はグループとして）回転され、弁輪の周囲に沿った距離が短くなるように組織を歪ませる。

図２１Ａ～図２８、図３１Ａ～図３２、および図３５Ａ～図３７Ｃは、標的組織を２つの電極間で圧搾することによって標的組織を変形させるように動作可能なプローブを示す。図３３～図３４Ｄは、標的組織を変形させるために回転させることができる電極を備えるプローブを図示する。

ブロック１１２において、いくつかの実施形態では、組織は構造的破壊、例えば、無線周波数（ＲＦ）エネルギー、またはプローブによって提供される別の構造的破壊エネルギーの適用によるアブレーションを受ける。任意選択で、ブロック１１２および１１１の動作は、少なくとも部分的に同時に行われる。いくつかの実施形態では、エネルギー送達が進行することにつれて、組織は部分的に「可塑化」され、機械的変形によるより多くの移動を可能にし得る。いくつかの実施形態では、構造的破壊エネルギーの送達によって誘発される加熱はまた、例えば、それ自体がその転移温度を超えて加熱されたときに加熱電極を移動させるように始動する形状記憶合金を含むプローブを使用することによって、誘発された機械的変形を駆動するために使用される。

組織を機械的に変形させ、構造的に破壊するために同じ部材を使用することは、構造および／または動作の装置単純化のための潜在的な利点を有する。この場合、電極のうちの少なくとも１つは穿孔要素としても作用し、それは次に、組織を伸張および／または圧縮機するように作用し、および／または組織にねじれを加えるように回転されるジョーであり得る。

しかしながら、図１Ｂの方法では、組織の機械的歪みが、構造的破壊エネルギーを送達するために使用されるのと同じ電極によって実行されることは特に限定されない。例えば、構造的破壊エネルギーが印加されるカテーテルとは異なるカテーテルを通して操作されるプライヤは、組織を収集するために使用され得る。この場合、構造的破壊エネルギーの印加は例えば、表面接触電極、または組織自体に浸透する（穿孔する）電極のいずれかを使用して行うことができる。

いくつかの実施形態では、組織を変形させるプライヤのジョーは、構造破壊の標的ゾーンの外側の位置で組織に挿入され、標的ゾーン自体を含む組織を変形させるために圧搾され、次いで、エネルギーが印加されて、標的ゾーン内の組織を構造的に破壊する。これは、構造的破壊エネルギーの適用によって潜在的に弱められるのではなく、健康なままである組織に機械的力を集中させる潜在的な利点を有する。

ここで、電気単極アブレーションシステム９０を概略的に示す図２Ａを参照する。双極アブレーションシステム９１を概略的に示す図２Ｂも参照される。この一般的なタイプのアブレーションシステムは、心房細動などの心臓状態の治療のために心臓組織をアブレーションする際に使用することが知られている。

図１の方法は任意選択で、当技術分野で知られているようなＲＦアブレーション電極、例えば、図２Ａ～図２Ｂに関連して一般的に説明されるように構成されたＲＦアブレーション電極を使用して実行される。

いくつかの実施形態では、アブレーションシステム９０、９１は、アブレーションを実行するために使用される無線周波数（ＲＦ）エネルギーを生成し、ＲＦエネルギーのパラメータ、例えば、その電圧および／または電流、ならびに／または送達されるＲＦエネルギーの振幅、周波数および／またはパルス形状を定義するように構成されたＲＦ発生器７１を備える。

ＲＦ発生器７１は、アブレーションカテーテル１００と電気的に接続される（有線で接続される）。アブレーションカテーテル１００はアブレーション電極１０１を備え、アブレーションＲＦエネルギーは導電体７４を介して標的組織に送達され、グランドは導電性（例えば、金属製）グランド電極７２（図２Ａ）、または二次カテーテル電極１０１Ｂ（および導電体７５；図２Ｂ）との電気的相互接続を介している。接地電極７２は例えば、医療処置中にリクライニングしている患者の下に配置されたプレート；または、例えば、患者の腕／手の周りに取り付けられた１つまたは複数の導電性パッドを含んでもよい。

図２Ａ～図２ＢのＲＦシステムは、弁輪形成術を実施するために使用され得る機器の例として説明される。アブレーションは、別のもの、例えば、凍結アブレーションを介して組織瘢痕化を誘導するシステム、または集束超音波を使用する熱アブレーションを使用して実施することができる。任意選択的に、図２Ａ～図２ＢのＲＦシステムは、必ずしも細胞死を誘導することなく組織構造を破壊するサブアブレーションモードで実行される。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、構造的破壊エネルギーを投与するために使用される操縦可能なカテーテル３０１の遠位要素（任意選択で、ＲＦアブレーションカテーテル１００の一例、または別のアブレーションエネルギータイプを使用するアブレーションカテーテル、たとえば、凍結アブレーションカテーテルまたは集束超音波アブレーションカテーテル）を概略的に図示する、図３～図５を参照する。

図１の方法を実行するために使用されるシステムのいくつかの実施形態では、カテーテルステアリングは、構造的変形例のために標的とされる弁輪の部分と接触するようにエネルギー送達プローブを誘導するのを補助するために提供される。必要とされる操舵角は、特に標的領域の大部分と比較して、比較的限定された空間が与えられると、鋭角であり得ることが理解され得る。さらに、操舵角は、好ましくはカテーテルが垂直またはほぼ垂直の角度で標的表面領域に近づくように選択可能である。これは、ＲＦエネルギーの伝達を可能にする信頼性のある接触面および／または圧力を確立することをより容易にし、同時に、２つがより斜めの角度で出会うときに、標的表面に沿ってプローブが「滑る」傾向を低減することができる。さらに、標的組織との強固で信頼性のある接触をもたらすステアリングシステムステアリングに対する剛性が存在することは、潜在的な利点である。

図３～図５は、本開示のいくつかの実施形態において、そのような特性を有するステアリングシステムがどのように任意選択的に提供され得るかの要素を示す。

図３は、例えば、電気絶縁材料（例えば、ＰＴＦＥ、Ｐｂａｘ、または別の電気絶縁材料）から作製された外側チューブ２００の遠位部分を示す。その遠位先端部２０１は、拘束されていないとき、比較的鋭い屈曲、例えば、少なくとも７０°、９０°、１４５°、または１８０°の屈曲をとるように事前に成形される。任意選択的に、遠位先端部２０１は、その弾性および／または機械的剛性特性を増加させるために、（外側チューブ２００の壁の内側に完全に覆われている）ニチノールストリップ／要素などのバネ要素を備える。

追加的または代替的に、外側チューブ２００は、関節運動機構、例えば、外側チューブ２００の壁の内側の管腔を通って摺動し、その先端に堅く接続され、したがって、関節運動角度を制御することを可能にする、埋め込まれた牽引ワイヤを含む。

図４は、内部構成要素３００を示す。図４の例では、内部構成要素３００は構造的破壊エネルギーのＲＦ送達のために使用される。内部構成要素３００の図示された例は、（例えば、ステンレス鋼、ニチノール、または別の金属で作られた）金属／合金導電性構成要素３２０を含む。導電性構成要素３２０は、（例えば、ＰＴＦＥ、ＰＥＥＫ、ポリプロピレン、ポリアミド、ポリイミド、Ｐｂａｘ、または別の電気絶縁材料から作製される）絶縁層３１０によって覆われ、ＲＦエネルギーの送信源として作用する少なくとも遠位露出領域３２０Ａを露出させたままにする。（例えば、ＲＦ発生器７１との）電気的相互接続は、コネクタ３３０を介して行われる。内部構成要素３００は任意選択的に、別のエネルギータイプに適するように構造化され、例えば、冷凍アブレーションカテーテルまたは集束超音波アブレーションカテーテルであってもよい。組織のＲＦ破壊に使用するための内部構成要素３００の他の設計は例えば、図９～図２０に関連して説明される。

図５は、外側チューブ２００内に摺動可能に配置された内側構成要素３００を有するカテーテル３０１を示す。内部構成要素３００が（コネクタ３３０を使用して）ＲＦ発生器に接続されると、その遠位先端部が作動され、その結果、標的位置を破壊することができる。他の内部構成要素タイプは、破壊的エネルギーおよび／または材料の異なる供給源、例えば、凍結アブレーションカテーテルの場合はクライオフルーイド、または集束超音波アブレーションカテーテルの場合は超音波トランスデューサ制御部に接続されてもよい。

遠位先端部２０１の材料は、内部構成要素１００を偏向させることができるほど十分に剛性であるが、例えば、（例えば、図６～７に示される）ガイドカテーテル３０２内への摺動引き抜き時に、それ自体が可逆的に真っ直ぐにされ得るほど十分に弾性かつ可撓性である。遠位先端部２０１は、（例えば、ガイドカテーテル３０２からの前進によって）閉じ込めから解放されるにつれて、その事前に成形された屈曲を再度とる。いくつかの実施形態では、遠位先端部２０１の曲率直径が１０～３５ｍｍである。いくつかの実施形態では、曲率が先端の約３～１５ｍｍ近位で始まる。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、心腔（左心房５０）内でのカテーテル３０１の操縦を概略的に示す図６～７を参照する。さらに、弁輪に沿った任意の位置に構造的破壊エネルギーを送達することを可能にする種々のものから、カテーテル３０１の付加的な構成を概略的に示す図８Ａ～８Ｄを参照する。

図６は、（隔壁内に配置される）ガイドカテーテル３０２を通して左心房に挿入されるカテーテル３０１を示す。外側チューブ２００の線形および回転運動、ならびに内側構成要素３００の線形運動によって、医師は、（例えば、導電性構成要素３２０であり得る）エネルギー送達セグメント６０２を標的組織（例えば、弁輪または心房／心筋壁）に対して配置し、それを作動させて組織を破壊することが可能になる。いくつかの実施形態では（例えば、図９、図１４、および／または図１８に関連して説明したように）、医師はまた、内側構成要素２００が組織内破壊を可能にする螺旋またはドリル様先端形状を有するとき、内側構成要素２００を回転／トルクし得る。

その後、医師は、（図７に示すように）弁輪上の別の位置にエネルギー送達セグメントを導き、その構造を破壊することができる。

外側チューブ２００および内側構成要素３００を制御／位置決めすることによって、医師は弁輪に沿った任意の位置に到達し、それを破壊することができる。図８Ａ～図８Ｃは、外装（シース）外れの他の状態におけるカテーテルの構成を示す：
・完全に非外装の（図８Ａ）ため、外側チューブ２００は例えば、完全に９０°回転する。任意選択的に、別の完全に非外装の角度が構成され、例えば、図８Ｄの例は、ガイドカテーテル３０２から外装されていないときに完全に１８０°にわたって曲がる外側チューブ２００を示す。外側チューブ２００を曲げることによって、外側チューブ２００の遠位開口部２０２もまた、ガイドカテーテル３０２の遠位部分の長手方向軸に対して新しい角度に再配向される。
・部分的に非外装であり（図８Ｂ）、外側チューブ２００の、ガイドカテーテル３０２の先端部の長手方向軸から離れる方向の偏向を部分的に（例えば、斜めであるが、最大曲げ角度が９０°より大きい場合、部分的な偏向は９０°の偏向であり得る）可能にする。
・遠位開口部２０２がガイドカテーテル３０２の先端部の長手方向軸に対して垂直に配向されたままであるように、完全に外装されているか、またはほぼ完全に外装されている（図８Ｃ）。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、ＲＦアブレーションシステムとともに使用するための、内側構成要素３００の代替設計を概略的に図示する、図９～図２０を参照する。いくつかの実施形態では、図９～図２０に関連して説明された内部構成要素３００の設計が、図２Ａ～図２Ｂのシステムにおけるエネルギー送達電極１００の代替実装形態として提供される。

概要では、図９～図１０の例の各々は、それぞれのコネクタ３３０、３３１によってＲＦ電力に取り付け可能な１つまたは複数の導電性構成要素３２０を備える少なくとも内側構成要素３００を示す。それらの長さの大部分にわたって、導電性構成要素３２０は、電気絶縁体３１０によって覆われ、任意選択的に、１つまたは複数の管腔のポリマーチューブ、および／または電気絶縁コーティングを含む。示される設計は、導電性構成要素３２０が（各場合、ＲＦエネルギーが送達される電極である）それらの先端でどのように終端されるか、いくつの導電性構成要素３２０が提供されるか、および／またはそれらがどのように配置されるかなどの詳細が互いに異なる。示される特定の組み合わせに加えて、図示される特徴は相互に適合する限り、異なる実施形態の中から組み合わせることができ、例えば、異なる先端タイプ（例えば、螺旋状先端、円錐先端、ねじ先端、鈍先端、および丸先端）は導電性構成要素３２０（例えば、単極、双極同軸、および双極非同軸）に任意の組み合わせで提供することができる。

図９では、内側構成要素３００は、導電性構成要素３２０を介して単極コネクタ３３０によってＲＦ電力に取り付け可能な螺旋状先端部３０２を備える。

内側構成要素３００を前進させながら回転させることは、螺旋状先端部３０２を標的組織内に（例えば、弁輪の結合組織内に）ねじ込む。これは、螺旋状先端部３０２を通してＲＦエネルギーを供給することによって破壊が実行される前に、安定した接触および／またはより深い瘢痕浸透を保証するための予備として実行されてもよい。任意選択的に、螺旋状先端部３０２は、（例えば、組織に係合し、次いで、外側チューブ２００に対して内側構成要素３００を回転させることによって）標的位置への侵入を容易にするために鋭利である。

任意選択的に、内側構成要素３００は、標的組織へのエネルギー送達先端部（例えば、図９の先端部３０２）の侵入深さを制限する遠位表面３４０を含む。遠位表面３４０はまた、図１０～図１５および図１７～図２０のそれぞれに示されており、少なくとも、ある深さまで組織を侵入することが意図される電極先端部について、同じ深さ制限機能を果たす。

図１０は、鋭利であり、組織内に直線的に侵入することができる遠位先端部３０５を有する単極内側構成要素３００を概略的に示す。

図１１は、２つの電極３０８、３０９が先端にある双極内側構成要素３００を概略的に示す。

図１２は、（組織に浸透しない）管状電極３１７および（鋭い先端を有し、組織に浸透する）電極３１８を有する双極内側構成要素３００を概略的に示す。管状電極３１７は、中実壁、螺旋構造、および／または導電性メッシュ構造を備えてもよい。

図１３は、組織を侵入することなく、導電性構成要素３２０の端部接触によって標的組織に係合する電極３１５および３１６を有する双極内側構成要素３００を概略的に図示する。

図１４は、標的組織に浸透しない管状電極３０４と、標的組織に浸透する鋭利な端部を有する遠位螺旋状先端部を有する電極３０３とを有する双極内側構成要素３００を概略的に示す。管状電極３０４は、中実壁、螺旋構造、および／または導電性メッシュ構造を有してもよい。

図１５は、表面３４０と同一平面上の電極接触表面３２１で終端する単一の導電性構成要素３２０を有する単極内側構成要素３００を概略的に示す。

図１６は、非外傷性の丸いセグメント３２４で遠位に終端された単一の導電性構成要素３２０を有する単極内側構成要素３００を概略的に示す。

図１７は、非外傷性の丸いセグメント３２７で遠位に終端された一対の内側構成要素３２０を有する双極内側構成要素３００を概略的に示す。

図１８は、遠位ねじ山付き鋭利先端部３２８を有する電極を有する単極内側構成要素３２０を概略的に示す。螺旋状溝３２９は、回転および穿孔によって、標的組織へのプレアクティベーション浸透を潜在的に緩和する。

図１９は、外側チューブ２００と共に内側構成要素３００を概略的に示し、電極先端部３６２Ａの様々に選択可能な侵入深さを可能にする。導電性構成要素３２０は、絶縁チューブ３６３の遠位表面３４０に対して長手方向に摺動することができ（絶縁チューブ３６３は絶縁層３１０の一例）、任意選択的に、例えば、装置の近位側上の制御要素のロックによって所定の位置にロックされる。スライドは、遠位表面３４０と電極３６２Ａの最遠位先端部との間の距離１９０１を調整することによって、異なる侵入深さを画定することを可能にする。

これの潜在的な利点は例えば、弁輪結合組織の深さ、組織への接近角度、および／または近くの冠状動脈など、破壊されるべきでない構造の近傍にしたがって、エネルギー送達のために選択された箇所ごとに所望の破壊深さを変化させることを可能にすることである。

図２０は、選択可能な深さを有する内側構成要素３００を概略的に示すが、この場合、侵入の深さ（距離２００２）は、外側チューブ２００の遠位表面３４０に対する電極３６２Ａの最遠位先端部の相対的長手方向位置を調整することによって選択される。

この構成は、侵入深さの制御を維持しながら、先端部３６２Ａの非絶縁深さ２００１を越えて組織の侵入を可能にする。先端部３６２Ａの非絶縁深さ２００１より上の組織の層は、構造的破壊エネルギーの送達中の破損を潜在的に比較的回避する。

任意選択的に、（例えば、図９～図２０の）内部構成要素３００のいずれかは、例えば、ガイドワイヤ（単数／複数）の平行移動、潅注流体の注入、吸引、および／または放射線不透過性液体の注入に有用な、作業チャネルとして動作可能な１つまたは複数の管腔を含む。熱電対センサは任意選択的に、それらの先端またはその付近で内部構成要素３００のいずれかに提供され、内部構成要素に沿って遠位方向に配線されて、外部コントローラとの接続部に接続される。これは、組織が特定の閾値温度まで加熱されると、医師がエネルギーの送達を停止することを可能にする潜在的な利点を有するモニタリングを可能にする。任意選択的に（コントローラを使用して）、組織が特定の閾値温度に達すると、破壊を自動的に停止することができる。

追加的または代替的に、組織インピーダンスは、任意選択的に、エネルギーの送達に使用される１つまたは複数の電極を介して、破壊の進行を追跡するために測定される。例えば、組織インピーダンスの変化（一般に、例えば、約７倍の増加）は、アブレーションが完了したとき、または組織破壊の対象部分中間状態に達したときを決定するために使用することができる。

変化は、特定のインピーダンス閾値（例えば、約２２００Ωを超える大きさ）に達した後、および／または特定の大きさのインピーダンス変化（例えば、約１８００Ω～１９００Ωのインピーダンスの大きさの増加、または５、６、７、８の係数、または別の係数による増加）が生じた後に、組織の破壊を自動的に停止するために任意選択で使用される。インピーダンスは、ＲＦ周波数、例えば、約５００ｋＨｚの周波数で測定することができる。追加的または代替的に、インピーダンスは、組織への電極の初期侵入を確認するために（たとえば、インピーダンスの減少、たとえば、約４００Ωまでの減少）、および／または電極間の距離がより小さい距離まで閉じられたことを確認するために（たとえば、インピーダンスの大きさの減少、たとえば、約１００Ωまでの減少、および／または約３００Ωの値までの減少）、使用され得る。また、測定のために構造的破壊エネルギーを供給する電極を使用することは、装置に追加の信号配線を提供する必要性を排除するという潜在的な利点を有する。

与えられたインピーダンス変化の値は、約０．４×０．４ｍｍの断面、約４ｍｍの侵入深さを有する電極を使用し、約５００ｋＨｚのＲＦ周波数を使用して、組織において観察された。異なる電極および／または作動状況を使用して、異なる値を観察することができる。

機械的に変形した組織を構造的破壊することによる組織リモデリング
組織が機械的に変形されている間に構造的破壊エネルギーを送達することによって組織を成形する方法を概略的に示している、図２１Ａ～図２１Ｂ、図２２、図２３、図２４Ａ～図２４Ｂ、および図２５を参照する。

断面図２１Ａおよび上面図２１Ｂは、組織２０００内に配置されている間の装置１０００の（例えば、ＲＦエネルギーの伝達による）アクティベーションに起因する瘢痕化領域２１００を示す。破壊ゾーンは、破壊の深さ２０００、および破壊の直径２１０１によっておおよそ特徴付けられ得る。説明のために円筒形として扱われるが、破壊ゾーンは必ずしも円筒形ではなく、組織および熱伝達は必ずしも均一ではないことを理解されたい。図示のシナリオは、組織侵入電極を備える内部構成要素３００の実施形態のいずれかによって作成されるシナリオと同様である。破壊後、破壊ゾーン２１００は（例えば、潜在的に、体液喪失、細胞死、および／または凝固の結果として）収縮する傾向がある。

それらのインビボおよびエクスビボ実験の結果から、本発明者らは、心臓弁輪の組織などの組織を固定および／または収縮（または形状）するための両方に利用することができる、さらなる効果を認識した。元々（破壊前）弾性である組織は、破壊エネルギー（より具体的には凝固を生成する破壊エネルギー）を投与しながら、機械的変形下に置くことによって、ある量の塑性変形（それ自体の収縮が通常誘導するものに加えて）を強制的に受けることができる。特に、圧縮の使用は、例えば、より少数の適用、および／または組織破壊のより小さな領域を使用して弁周囲の十分な収縮を可能にすることによって、弁輪形成の適用のための潜在的な利点を提供する。

図２２～図２４Ｂは、損傷(lesion)中に組織を圧縮することによって塑性変形を生成する１つの方法を示す。

図２２において、いくつかの実施形態では、電極１０１０および電極１０２０は、それらの間に距離２２０１を置いて、組織２０００内に挿入される。

図２３では、電極間の距離がより短い距離２２０２に低減され、一方、電極は組織２０００内に残る。これは、電極１０１０、１０２０間の組織の機械的圧縮を生成する。

次いで、損傷が行われる。図２４Ａ、２４Ｂは、近くの組織を破壊するためのそれらの動作（例えば、ＲＦエネルギーの送信）の際の電極１０１０、１０２０のための破壊部２１１０および２１２０のそれぞれのゾーンを図示する。距離およびエネルギー送達パラメータは、ゾーン２１１０、２１２０が共通セクション２２００を共有し、連続的な破壊ゾーンをもたらすように、任意選択で選択される。

損傷（lesion）は、（例えば、細胞の溶解によって）組織弾性の一部分を破壊する効果を有することができ、一方、他の効果は、（例えば、タンパク質を変性させることによって）細胞成分および／または細胞外成分を引き締め、硬化させる傾向があり、その結果、それらは、それらの元の形状への戻りに抵抗する。事実上、損傷は、組織を新しい好ましい構成に固定し、新しい好ましい構成は、損傷の間に使用される圧縮された形状と、組織が前もって処理された形状よりも類似している。

外力の解除（例えば、電極１０１０と１０２０との間の圧縮の緩和）に際して、組織は潜在的に、新しい平衡状態、例えば、電極１０１０、１０２０（図２５）の間の距離２２０３が距離２２０１よりも短い状態にある状態をとる。元の組織形状の何らかの弾性記憶が残っている限り、距離２２０３は、典型的には距離２２０２よりも大きい。電極を除去すると、破壊され圧縮再構築された組織が残る。

電極がそれらの間の組織を過度に圧縮する（または組織を過度に伸張する）場合、組織の構造的破壊が、意図された結果を潜在的に否定し得る切断損傷をもたらすリスクがある。

あるいは、印加エネルギー（例えば、ＲＦエネルギー）のレベルが低すぎる場合、破壊ゾーンは最も変形した領域のいくつかの中に延在しないかもしれない（例えば、破壊ゾーンは電極間で連続的でないかもしれない）。これは、標的効果の大きさの低減をもたらすことができる。しかしながら、安全であり、患者に電気的障害（例えば心室細動）を誘発しないエネルギーレベルを選択することが重要である。一般に、より長い持続時間に対してより低い電力を選択することは、より安全である（例えば、１２秒間に１０ワットは、４秒間に３０ワットを送達する同じエネルギーレベルの代替物より安全である）。

組織破壊のための有効な潜在的設定およびパラメータは、約４ｍｍの初期距離２２０１で組織電極に挿入すること、それらの間の組織をそれらの距離が約１．７ｍｍになるまで圧縮すること、および７ワットの電力で１６秒間、ＲＦエネルギーで組織構造を破壊することを含む。これらのパラメータは、０．４ｍｍの幅を有し、約４ｍｍの組織への侵入を有する電極を使用する実験によって導出された。

電極１０１０、１０２０の各々は、図２２～図２５において、傾斜した（beveled）先端部１０２１を伴って示されていることに留意されたい。これは、電極切削面に側面性を与える。切断されていない（または切断が少ない）側面１０２１Ａを内側に向けて傾斜面を配向することは、圧縮された組織を切断するリスクを潜在的に低減する。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、電極プライヤ１１００を概略的に示す、図２６および図２７Ａ～図２７Ｂを参照する。

ピンサー（pincer）１１００を、血管内アプローチを介した組織構造の破壊に使用するために、可撓性低プロファイルカテーテルの遠位先端部に設けることができる。

ピンサー１１００（図２６）は、いくつかの実施形態では、電極１０１０、１０２０を備え、図示の例では、プライヤ（pliers）１１００の組織把持（把持および圧搾）要素としても作用する。さらに、電極１０１０、１０２０は、把持される組織に侵入するように成形される。任意選択的に、電極１０１０、１０２０の長さに沿ったいくつかの部分は、例えば、図２０に関連して説明されるように、特定の深さにおける組織の選択的破壊を可能にするために、絶縁される。

通常、カバー１１３０は、フレーム１１２０と堅固に接続される。図２７Ａ～図２７Ｂは、プライヤ１１００から取り外された１つのカバー１１３０を示しており、プライヤ１１００の内部動作を示している。

いくつかの実施形態では、ラックアンドピニオン配置（図２７Ａ～図２７Ｂ）が電極を作動させるために使用される。図示の例では、各電極１０１０、１０２０は、それが堅固に取り付けられるラック（リニアギア）１１６０を別々に備える。ピニオン１１５０は、ラックを移動させ、電極を互いに向かって、または互いから離れるように並進させるために回転する平歯車であってもよい。フレーム１１２０およびカバー１１３０は、これらの構成要素を保持し、案内するように、例えば、それらを凹部１１２１内に保持し、スロット１１２２に沿った電極の移動を案内するように成形される。

スパー１１６０は、細長い部材１１４０（例えば、ロッドまたはワイヤ）と堅固に接続される。プライヤの電極１１１０、１１２０が組織に埋め込まれると、プライヤ１１００の本体の残部が固定されるので、回転する細長い部材１１４０はピニオン１１５０を回転させる。追加的または代替的に、図２８Ａ～図２８Ｃに関連して説明されるように、細長い部材１１４０は、それ自体、チューブ３００内に収容されてもよく、回転に対する外部抵抗がないときでさえ、装置ケーシングに対する細長い部材１１４０の回転による電極距離調整を可能にする。

図２７Ａでは、電極１０２０、１０１０は、それらの最も広い間隔で配置され、図２７Ｂでは、ピニオン１１５０の回転は、リニアギア１１６０と噛み合うことによって、それらを互いに近づけている。装置が組織の伸張または圧縮をもたらすかどうかは、それがどのように使用されるかに依存する。図２７Ａの広く間隔を空けた構成における侵入、それに続く電極間距離の減少（図２７Ｂ）は、組織を圧迫する傾向がある。図２７Ｂの狭い間隔で配置された構成における侵入、それに続く電極間距離の増加（図２７Ａ）は、組織を伸張させる傾向がある。

いくつかの実施形態では、プライヤ１１００の成分が金属であり、例えば、平面素材のレーザ切断によって製造され、プレート、歯車装置、および／または電極を製造する。いくつかの実施形態では、周囲からの電気的絶縁が例えば、図２８Ａ～２８Ｃに関連して説明したように、先端ケーシング１３１０によって提供される。任意選択的に、周囲からの、および／またはＲＦエネルギーを伝達する構成要素からの、１つまたは複数のカバー１１３０、フレーム１１２０、および／または細長い部材１１４０の電気的絶縁は、これらの要素の表面を電気絶縁ポリマー（例えば、ペリレン－ｃまたはＰＴＦＥ）でコーティングすることによって提供される。

任意選択的に、フレーム１１２０およびカバー１１３０は完全に絶縁材料（例えば、ポリマー）で作製される。ピニオン１１５０自体が導通部である場合、ピニオンは、それぞれの（導電性の）リニアギアを通る電気伝導を介して、ＲＦ電力を電極１０１０、１０２０に伝達するために使用され得る。代替として、電極１０１０、１０２０は、電力リード線に直接接続されてもよい。この場合、ピニオン１１５０は任意選択的に、それ自体がポリマーから形成され、（各々がそれ自体の電力リードを備える場合）電極１０１０、１０２０が単極電極の２つの異なる部分としてではなく、双極モードで動作することを可能にする。

電極１０１０、１０２０内のプライヤ機能と電極機能との組み合わせは、装置設計を単純化する際に潜在的な利点を有する。また、装置の動作を簡略化することもできる。しかしながら、これらの機能は、別々の構成要素によって任意に実行されることを理解されたい。

例えば、把握は、（例えば、組織の最初の侵入を伴う、または伴わない）組織を把握し、再形成（例えば、圧縮）するように最初に操作されるプライヤによって、任意選択的に実行される。いったん組織が再形成されると、電極は、組織上に配置されるか、または組織内に挿入され、それを破壊するように操作され得る。これは、最大の損傷エネルギーの領域を最大の機械的応力の領域から任意に切り離すことによって潜在的な利点を有し、組織の構造的破壊中または破壊後の組織の弱化による引き裂きの可能性を潜在的に低減する。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、図２７Ａ～図２７Ｃの機構を収容する被覆カテーテル先端ケーシングを概略的に示す、図２８Ａ～図２８Ｃを参照する。これは、電極１０１０、１０２０を外装するために、例えば、標的組織へのカテーテルのナビゲーション中に外装するために、電極の鋭い先端による損傷を回避するために使用され得る。一旦、電極１０１０、１０２０が露出され、必要に応じて距離が調整され得る。

いくつかの実施形態では、先端ケーシング１３１０は、ポリマー（例えば、ＰＥＥＫ、ＰＴＦＥなど）および／またはポリマーコーティング（例えば、ペリレン－ｃまたはＰＴＦＥ）を有する金属（例えば、ステンレス鋼、チタン、および／または別の生体適合性金属）を含む。

結果として、ケーシング１３１０は、電気的に絶縁している（したがって、構造的破壊エネルギーの適用中、非標的組織へのわずかな電気漏れがある）。さらに、先端部１３１０がポリマー製である（放射線不透過性ではない）実施形態では、（金属性であり、比較的放射線不透過性である）電極１０１０、１０２０は蛍光透視法の下で良好に観察される。任意選択的に、先端ケーシング１３１０は放射線不透過性マーカーを含み、ケーシング１３０に対する電極１０１０、１０２０の位置決め（例えば、ケーシング１３１０の内側または外側）の蛍光透視下での観察を可能にする。

超音波による可視化をアシストするために、ケーシング１３１０は、そのエコージェニック特性を高めることができる溝加工などの表面テクスチャを備えることができる。任意選択的または追加的に、ケーシング１３１０を通る流体（例えば、生理食塩水）のゆっくりとした流れを使用して、エコー発生を増加させ、ケーシング１３１０の位置を局在化するのを助ける。

後退構成（例えば、ナビゲーションに使用される）では、先端部１３１０は電極をカバーする（図２８Ａ）。ケーシング１３１０の先端部が標的組織に対して位置決めされると、電極１０１０は例えば、ケーシング１３１０から前進し、および／またはケーシング１３１０を後方に引っ張ることによって、外される。例えば、チューブ１３００は先端部１３１０と堅固に接続され、それを引き抜くことにより、電極１０１０、１０２０が露出される（図２８Ｂ）。

電極１０１０、１０２０が標的組織の内側に配置されると、操作者は、図２８Ｃに示すように（例えば、図２７Ａ～図２７Ｃに関連して説明された内側駆動機構１１００を使用して）、それらの間の距離を減少させることができる。装置は例えば、ＲＦエネルギーを使用して起動される。

この構成の他の態様に関して、以下の通りである。
いくつかの実施形態では、チューブ１３００はポリマー材料（例えば、ＰｂａｘまたはＰＴＦＥ）を含む。任意選択的に、ポリマー材料は、カテーテルの必要な機械的および電気的特性（すなわち、操作性／柔軟性、回転性／トルク能力、押し込み能力、および電気的絶縁）を支持するために、（例えば、金属編組または螺旋を使用して）金属強化される。

いくつかの実施形態では、ケーシング１３１０は先端テーパ１３３０および近位テーパ１３４０を含み、ガイドシース（および／または身体管腔）を通るカテーテルの円滑な前後移動を支援する潜在的な利点を有する。ケーシング１３１０はスリット１３２０を含み、これを通して、電極１０１０、１０２０は覆われていないときに突出することができ、遠隔作動コマンドにしたがって、それに沿って摺動することができる。スリット１３１０の幅は、電極１０１０、１０２０の幅に（例えば、それ自体が例えば、幅約０．４ｍｍであり得る、電極の周りの約０．１～０．２ｍｍの許容範囲内に）一致する。結果として生じる小さい開口サイズは、最小量の血液が先端部に浸透することを可能にし得る。これは潜在的に、電気ＲＦエネルギーの漏れを低減するのに役立つ（そのような漏れは基本的に、繰り返し可能で、耐久性があり、および／または安定した方法で構造的破壊エネルギーの適用を制御する能力を複雑にするノイズである）。いくつかの実施形態では、シーリングがスリット１３２０の内側に設けられた摺動および／または弾性ガスケットによって補助され、これらのガスケットを通して、電極１０１０、１０２０は外装されていないときに侵入する。

ケーシング１３１０は、ケーシング１３０１が体内で動かされている間に、電極１０１０、１０２０による弁尖または他の非標的組織の偶発的な侵入を防止することによって、別の潜在的な利点を提供する。例えば、電極１０１０、１０２０は、ケーシング１３１０がリモデリングの標的とされる弁輪組織に対して位置決めされていることを（例えば、経食道心エコー検査または心臓内心エコー検査を使用して）検証した後、組織内に直接延ばされる。組織構造が破壊された後、電極１０１０、１０２０は、再び動かされる（例えば、新しい治療位置に動かされるか、または本体から引き出される）前に、ケーシング１３１０内に引き戻される。任意選択的に、電極１０１０、１０２０間の距離は、組織から引き抜かれた後、およびそれらがケーシング１３１０内に引き込まれている間、広い位置にリセットされる。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、僧帽弁４８の弁輪形成に使用されるカテーテルの遠位部分の血管内アプローチを介した位置決めを概略的に示す、図２９を参照する。

いくつかの実施形態では、経中隔ガイドカテーテル３０２が下大静脈４５を介して右心房４６に誘導される。ガイドカテーテル３０２は、左心房４４への低侵襲アクセスを得るために、（好ましくは卵円窩を介して）心房中隔４６を侵入するように誘導される。（エネルギー送達要素１３１０を含む）外側チューブ２００および内側構成要素３００を含むカテーテルは、ガイドカテーテル３０２を通して左心房４４内に挿入される。あるいは、いくつかの実施形態では、心臓へのアクセスが上大静脈４３を介する。これは、三尖弁の弁輪を標的とする治療に潜在的に有利である。

任意選択的または代替的に、ガイドカテーテル３０２自体は、（湾曲した予め成形された形態の代わりに）遠位ステアリングセクションを備え、および／またはスリーブ１４００は、（上述のステアリングセグメントの代わりに）湾曲した予め成形された遠位セグメントを有する。

外側チューブ３００の制御可能な自由度は、ガイドカテーテル３０２に対する回転Ｒ１と、ガイドシース１５００に対する長手方向の前進／後退Ｅ１とを含む。

いくつかの実施形態では、外側チューブ３００はまた、例えば、図３～図８Ｄに関連して説明したように、例えば、（例えば、制御ワイヤを短縮することによって制御される）アクティブステアリングによって、および／または予め成形された湾曲形状の非被覆を介して、ある範囲の角度を通って屈曲するステアリングセグメントＳを備える。いくつかの実施形態では、ステアリングが、カテーテル３０２自体を案内するために提供されるステアリング機構によって実行される。

内側構成要素３００の制御可能な自由度は、スリーブ３０２に対する直線並進Ｅ２と、スリーブ外側チューブ２００に対する回転Ｒ１とを含む。組み合わせて、制御可能な自由度は、カテーテルの先端部１３１０を、弁輪に沿った選択された位置、方位、および角度に配置することを可能にし、そこから、電極は弁輪を侵入し、組織の構造的破壊を行うように展開され得る。

図３０は、（患者の体外に配置される）カテーテルの任意の近位側を示す。外側チューブ３００は、ガイドカテーテル３０２内に挿入され、ガイドカテーテル３０２に対する長手方向の前進およびその遠位セグメントの操縦（角度形成）を制御するために使用されるハンドル１４５０を備える。

内側構成要素３００は次に、外側チューブ２００の内側に位置決めされる。ハンドル１３５０は、外側チューブ２００に対する内側構成要素３００の長手方向の前進および回転を制御する。

いくつかの実施形態では、ハンドル１２６０は、例えばチューブ１２５０との接続を介して、先端ケーシング１３１０に対して長手方向に移動することによって、電極１０２０、１０１０の展開を駆動し、次いで、チューブ１３００に遠位に接続する。ハンドル１１８０の回転は、例えば図２６～図２７Ｂに関連して説明したように、電極１０１０、１０２０を横方向に駆動するために、細長い部材１１４０を回転させる。

さらに、ハンドル１２６０（またはハンドル１１８０）は、電気ケーブル１７１０が通過する孔を含み、電極１０１０、１０２０、ＲＦ発生器１７００の接続を可能にする。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、調整可能な幅のカテーテルの異なる構成された層を概略的に示す、図３１Ａ～図３１Ｅを参照する。図３１Ａに描写された断面において、ワイヤ１１４０は、チューブ／シャフト１１７０の遠位側にその近位側で堅く接続されて示されている。剛性接続は例えば、ワイヤ１１４０上にチューブ１１７０を圧着することによって、それらを接着することによって、および／またはレーザ切断技術を使用してそれらを溶接することによって行われる。

いくつかの実施形態では、チューブ１１７０は、金属（例えば、ステンレス鋼またはニチノール）から構成され、可撓性セグメント１１７５を備える。セグメント１１７５は例えば、壁付きチューブにレーザ切欠部（例えば、スリット、または例えば図３２に関連して説明したようなインターロックパターン）を形成することによって、柔軟性を付与することができる。あるいは、セグメント１１７５は、金属編組および／または１つまたは複数のワイヤ螺旋からの構成によって柔軟性を与えられてもよい。いくつかの実施形態では、金属編組および／またはワイヤ螺旋がポリマー構造のチューブ（例えば、ＰＥＥＫ、ポリイミド、ＰＴＦＥ、および／またはＰｂａｘ）を補強する。

図３１Ｂは、次の外層を示す。チューブ１２００は、チューブ（またはシャフト）１１７０の上に組み立てられ、（例えば、レーザ溶接を使用して）カバー１１３０と堅く接続される。チューブ／シャフト１１７０をチューブ１２００に対して回転させることは、電極１０１０、１０２０を横方向に駆動して、それらをより近づけるか、またはそれらを離す。チューブ１２００は例えば、可撓性セグメント１１７５について説明したように製造された可撓性セグメント１２１０を含む。

チューブまたはシャフト１１７０、１２００のうちの少なくとも１つは、金属製であり、カテーテルに沿って電極１０１０および１０２０に（例えば、近位カバー１１３０を介して）電気エネルギーを伝導することを可能にする。

図３１Ｃは、チューブ１２００の上に組み立てられ、堅く接続された絶縁スリーブ１２５０を示す。スリーブ１２５０は、導電性内部チューブを電気的に絶縁するために、ポリマー製（例えば、ＰＴＦＥまたはポリオレフィン製）である。いくつかの実施形態では、スリーブ１２５０は、熱収縮チューブであり、組立プロセスを単純化するための潜在的な利点を有する。

チューブ１３００（図３１Ｄ）は、スリーブ１２５０上に組み立てられ、（例えば、接着剤を使用して）先端ケーシング１３１０と堅く接続される。チューブ１３００は、スリーブ１２５０の上を前方／後方に摺動することができ、電極１０１０、１０２０の被覆または露出を可能にする。

いくつかの実施形態では、外側チューブ２００（図３１Ｅ）がチューブ１３００上に順に組み立てられる。チューブ１３００は、外側チューブ２００に対して前進／後退／回転させることができる。いくつかの実施形態では、スリーブ２００の遠位先端部は例えば、図２９に関連して説明される運動および構成を支持するために、それを曲げることを可能にするためのステアリングセグメントを含む。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、チューブ１１７０および／またはチューブ１２００に柔軟性を提供するために切断されたセルフｒロックパターン３２００の展開図を示す図３２を参照する。（好ましくは、レーザ切断技術を用いて製造される）切断部は、一連の別個の、しかし幾何学的に接続されたリンクを作り出す。個々のリンクはわずかな移動を可能にし、一方、集合体のリンクは、より大きな角度の屈曲を作り出すことができる。連結要素３２０１、３２０２を用いて切断を行うことにより、チューブが離れないようにする。その結果、チューブは、（電極を横方向に駆動するトルクをチューブに沿って伝達するために必要とされる）高いレベルのトルク能力を保持しながら、高いレベルの操縦性を支持する（すなわち、良好なプッシュ能力およびプル能力を有しながら、小さい曲率半径を有する幾何学的形状を通過することができる）。

ねじれ収縮
ここで、本開示のいくつかの実施形態による、組織に挿入し、ねじり、次いでその構造を破壊する電極構成を概略的に表す、図３３を参照する。内側構成要素１９００は、それ自体が外側チューブ２００内に嵌合する絶縁スリーブ１９０１から突出する単一電極１９１０を備える内側構成要素３００の一例である。電極１９１０は、組織に挿入され、ねじられたときに、共に周辺組織を引きずるように成形される。ねじれの量は例えば、約４５°、９０°、１３５°、または別の距離であってもよい。しかしながら、ねじれは、組織が再びねじれていない状態に戻るように誘導する力のレベル未満に留まるべきである。

いくつかの実施形態では、これは、半径方向により近い外周上の他の場所と比較して、いくつかの場所で電極の中心軸から半径方向により離れて延びる外周形状を使用して達成される。これは、電極が回転するときに（単に通過するのではなく）押し付けられる組織表面を生成し、周囲の組織にねじれを生成する。そのような周囲の単純な例として、矩形状の断面形状がある。三角波および断面形状の断面は、代替例を提供する。追加的または代替的に、電極（または複数の電極）は、組織に挿入される複数の分離された形状、例えば、２つ、３つ、４つ、またはそれ以上のスパイク、（例えば、共通の中心から半径方向に配向される）平坦なブレード、または他の形状を備え得る。より大きな全表面積は、潜在的に好ましく、組織裂けのリスクを高める焦点応力の蓄積を低減する。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、弁周囲減少のねじれおよび破壊方法を示す図３４Ａ～３４Ｄを参照する。

図３４Ａは、組織２０００のブロックに挿入された電極１９１０の断面を示す。図３４Ｂは、組織２０００の表面２００１を見下ろす視点からの同じシナリオを示す。距離３４０１は、調節されるべき弁輪組織の周囲に沿って配置された２つの箇所３４０２、３４０３間の初期距離を表す。

図３４Ｃでは、電極１９１０はねじられており、箇所３４０２と３４０２Ａとの間、および箇所３４０３と３４０３Ａとの間に至る矢印によって示されるねじれ組織の動きをもたらす。圧縮不可能な組織体積は、応力に応答して、組織の膨らみに（例えば、組織２０００に隣接する開口領域に）分流され得る。これは、箇所３４０２Ａ、３４０２Ｂで組織部分を引き込むことを含めて、箇所３４０２、３４０３で前にあったよりも幾分近い箇所で組織部分を引き出すことを含めて、「巻き取られる」ときに、全体的な周囲を潜在的に短くする。

図３４Ｄは、領域２１００の破壊および電極１９１０の除去後の状況を示す。箇所３４０２Ａ、３４０３Ａの組織は、箇所３４０２Ｂ、３４０３Ｂに部分的に弛緩して戻るが、瘢痕化の結果としての塑性変形のため、元の箇所に戻るまで完全に弛緩しない。組織の収縮は直接的な距離をさらに減少させる（距離３４０６が例えば、距離３４０５よりも短い）。弁周囲の方向において、箇所３４０２Ｂ、３４０３Ｂは距離３４０７だけ隔てられており、これはさらに短い。距離３４０７と３４０１との間の差は、ねじれた組織の体積の一部が他の組織が横方向内方に引っ張られているときでさえ、ねじれによって横方向外方に方向転換されたので、周囲の全体的な減少よりも幾分大きい。それにもかかわらず、組織がねじれた構成に保持されている間、組織の収縮および組織のプラスチックリモデリングの両方の「セット」に起因して、周囲の短縮の全体的な複合効果が存在し得る。

例えば、図２１Ａ～図２５に関連して説明されたピンチングタイプの圧縮は、図３３～図３４Ｄに関連して説明されたねじり圧縮と一緒に任意選択的に実行されることに留意されたい。これは、破壊的エネルギー送達の特定の部位から誘発され得る周囲収縮の量および／または範囲を潜在的に増加させる。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、ループバネ１６００によって相互接続された２つの針電極１０１０、１０２０を備える電極アセンブリの構成を概略的に図示する、図３５Ａ～３５Ｂを参照する。

電極１０１０、１０２０は、それ自体がニチノールなどの形状記憶合金を含むループバネ１６００のそれぞれの対向する側に接続される。ループバネ１６００は、装置のアクチュエータとして使用される。任意選択的に、形状記憶合金を含む別のアクチュエータ、例えば、別個のリーフバネまたはコイルバネが使用される。

この合金の転移温度を超えると、ループバネ１６００が弛緩すると、電極１６００を互いに近づける（図３５Ｂ）、すなわち「常時閉」となる。ループバネ１６００が開放（開いた）状態に保持されると、電極１０１０、１０２０が分離される。この要素は例えば、図２６～図２７Ｂに関連して説明されたラックアンドピニオン機構の代わりに、任意選択的に使用される。

いくつかの実施形態では、使用される形状記憶合金は、体温を超える、例えば３７℃～６０℃の範囲の転移温度に設定される。これは、使用前にループバネ１６００が「軟い」ことをもたらす。ループバネ１６００は、転移温度よりも冷え始め、開放状態に曲げられる。形状記憶合金の特性のために、形状記憶合金は、加熱されるまでその状態のままである。電極は、この構成で組織に挿入され、次いで、組織構造破壊を行うように操作され得る。

動作中、電極は温度が上昇し、加熱ループバネ１６００はその転移温度を上回る。追加的又は代替的に、ループバネ１６００は、それを通って流れる電流に対する電気抵抗によって自己発熱する。加熱により、電極は閉じた状態に向かってつぶれ、電極を互いに引き寄せる。これは、例えば、図２１Ａ～図２５に関連して説明したように、組織の塑性変形効果に影響を及ぼすために外力を加える別の方法である。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、ループバネ１６００によって相互接続された２つの針電極１０１０、１０２０を備える機械的に作動される電極アセンブリの構成を概略的に図示する、図３６Ａ～図３６Ｅを参照する。

ループバネ１６００の材料の転移温度にかかわらず、ループバネ１６００は、機械的力によって開くこともできる。

図３６Ａはそのような機構の要素を示し、これは、楔１６１０の移動によって動作して、ループバネ１６００の開口部を強制的に開く。機構は、楔１６１０の両側に２つの側板１６１５を備える。側板１６１５はループバネ１６００の両側に結合され、その結果、それらが分離されると、ループバネ１６００の開口部も開き、電極１０１０、１０２０の横方向の分離が生じる。

楔１６１０がその引き抜き位置（図３６Ａ）にある状態で、側板１６１５は、通常閉じられたループバネ１６００によって、その横方向に折り畳まれた状態に自由に引っ張られる。図３６Ａおよび図３６Ｂの要素に、側板１６１５と整列した楔１６１０を維持するのに役立つカバー板１６３０を追加する。図３６Ｃは、楔１６１０に堅く取り付けられるシャフト１１９０を追加する。図３６Ｄは外側チューブ１２９０を追加し、プレート１６２０が（それらが堅く取り付けられる）外側チューブ１２９０内にどのように配置されるかなどの内部詳細を示す切欠きを有する。シャフト１１９０は、外側チューブ１２９０を通って長手方向に並進し、楔１６１０を長手方向に移動させることができる。

図３６Ｅは図３６Ｄと同じ図を示しており、切り欠きはなく、ループバネ６００の開口部によって電極１０１０、１０２０が変位するときに、電極がそれに沿って移動するスロット１２９６を備える端部カバー１２９５が追加されている。

ここで、本開示のいくつかの実施形態による、図３６Ａ～図３６Ｅの機械的に作動される電極アセンブリの動作を概略的に示す、図３７Ａ～図３７Ｃを参照する。これらの図の各々において、外側チューブ１２９０の表示は、カバー板１６２０のうちの１つと共に抑制される。

図３７Ａおよび図３７Ｂを比較すると、折り畳まれた構成と開放構成との間でループ１６００が移行することにつれて、プレート１６１５が自由に摺動することが分かる。これは、例えば、図３５Ａ～図３５Ｂに関連して説明したように、温度誘起相転移の結果として起こり得る。

図３７Ｃは、長手方向に前進した位置にある楔１６１０を示し、プレート１６１５を離間させる。これはひいてはループバネ１６００をその開放位置に強制することをもたらし、電極１６１０、１６２０は、バネ１６００がその閉鎖位置にあるときよりも幅広い距離に横方向に分離される。

これは、ループ１６００がその転移温度未満に冷却された後に再びその開放状態に戻ることを可能にする「リセット」機構として理解される。装置がリセットされると、楔１６１０を再び後退させることができる。ループバネ１６００は、再び加熱されるまで、その開放位置に留まる。これは、瞬間的な「プッシュボタン」スイッチとしてシャフト１１９０の作動を可能にする潜在的な利点を有し、それは図３７Ａの構成に即座に跳ね返ることができ、ループバネ１６００がリセットされる。

あるいは、図３６Ａ～図３７Ｃの装置は、体温未満（例えば、３７℃未満）の転移温度を有する超弾性材料からなるループバネ１６００を備えることができる。これは、それが常に完全に弾性のままであることを可能にする。そのような実施形態では、ループバネ１６００の開口部の開閉は、動作温度にかかわらず、プレート１６１５に対する楔１６１０の位置によって設定される。

一般
量または数値に関して本明細書で使用される場合、「約」という語は、「±１０％以内」を意味する。

「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）」、「備えている（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｅｓ）」、「含んでいる（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」、「有している（ｈａｖｉｎｇ）」、およびそれらの結合語は、含んでいるがそれに限定されないことを意味する。

「からなる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ ｏｆ）」とは、「含み、それに限定される」ことを意味する。

「本質的に～からなる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ ｅｓｓｅｎｔｉａｌｌｙ ｏｆ）」という用語は、組成物、方法、または構造が、追加の成分、ステップ、および／または構成要素を含んでもよいが、追加の成分、ステップ、および／または構成要素が、特許請求の範囲に記載された組成物、方法、または構造の基本的かつ新規な特性を実質的に変更しない場合に限ることを意味する。

本明細書では、単数形の「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」は、文脈上明らかに別段の記述がない限り、複数の参照を含む。例えば、「化合物」または「少なくとも１つの化合物」という用語は、それらの混合物を含む複数の化合物を含むことができる。

「例（ｅｘａｍｐｌｅ）」および「例示的（ｅｘｅｍｐｌａｒｙ）」という用語は、本明細書では「例、事例、または例示として働くこと」を意味するために使用される。「例」または「例示的」として説明される任意の実施形態は、必ずしも、他の実施形態よりも好ましいまたは有利であると解釈され、および/または他の実施形態からの特徴の組み込みを除外する必要はない

「任意に（ｏｐｔｉｏｎａｌｌｙ）」という用語は、本明細書では「いくつかの実施形態で提供され、他の実施形態では提供されない」を意味するために使用される。本開示の任意の特定の実施形態は、そのような特徴が矛盾する場合を除いて、複数の「任意の」特徴を含み得る。

本明細書で使用される場合、「方法（ｍｅｔｈｏｄ）」という用語は、化学、薬理学、生物学、生化学、および医学の分野の専門家によって知られているか、または知られている方法、手段、技術、および手順から容易に開発される方法、手段、技術、および手順を含むが、これらに限定されない、所与のタスクを達成するための方法、手段、技術、および手順を指す。

本明細書で使用される場合、「治療すること（treating）」という用語は、状態の進行を抑止すること、実質的に阻害すること、遅延させること、または逆転させること、状態の臨床的または審美的症状を実質的に改善すること、または状態の臨床的または審美的症状の出現を実質的に防止することを含む。

本出願を通して、本発明の様々な実施形態が範囲形式で示されてもよい。範囲形式での記述は、単に利便性と簡潔さのためのものであり、本発明の範囲に対する柔軟性のない制限として解釈されるべきではないことが理解されるべきである。したがって、範囲の記述は、その範囲内の個々の数値だけでなく、可能なすべての部分範囲を具体的に開示したものとみなされるべきである。例えば、１から６までのような範囲の記述は、１から３まで、１から４まで、１から５まで、２から４まで、２から６まで、３から６までなどのような部分範囲と、その範囲内の個々の数値、例えば、１、２、３、４、５、６などが具体的に開示されていると考えるべきである。これは範囲の広さに関係なく適用される。

本明細書で数値範囲（例えば、「１０－１５」、「１０－１５」、またはこれらの別のそのような範囲指示によってリンクされた任意の数のペア）が示されている場合はいつでも、文脈が明らかに異なることを述べていない限り、それは示された範囲内で引用された任意の数値（小数または整数）を含むことを意味している。本明細書では、第１の表示番号および第２の表示番号「に亘る／の間の範囲」、および第１の表示番号から第２の表示番号まで「に亘る／の範囲」という表現が互換的に使用されており、第１および第２の表示番号、ならびにその間のすべての小数および整数を含むことを意味している。

本開示の説明は特定の実施形態に関連して提供されるが、多くの代替、修正、および変形が当業者に明らかであることは明らかである。したがって、本発明は、添付の特許請求の範囲の精神および広い範囲内にある、そのような代替、修正、および変形のすべてを包含することが意図される。

明確にするために、別々の実施形態の文脈で説明されている本発明の特定の特徴は、単一の実施形態において組み合わせて提供されることもあり、逆に、簡潔にするために、単一の実施形態の文脈で説明されている本発明の様々な特徴も、別個に、または任意の適切な部分的組み合わせで、または本発明の他の説明された実施形態において適切に提供されてもよい。様々な実施形態の文脈で説明された特定の特徴は、それらの要素がないと実施形態が機能しない場合を除き、それらの実施形態の必須の特徴とはみなされない。

本明細書中で言及されているすべての刊行物、特許および特許出願は、個々の刊行物、特許または特許出願が参照により本明細書中に組み込まれることが具体的かつ個別に記述されている場合と同じ程度に、参照によりその全体が本明細書中に組み込まれる。また、本願明細書で引用または特定した文献は、当該文献が本発明の先行技術として利用可能であることを自認するものと解釈してはならない。節の見出しが使用されている限りにおいて、それらは必ずしも限定的であると解釈されるべきではない。また、本出願の優先権書類は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。

Claims (14)

1. 弁輪形成治療のための装置であって、
   経皮的切開部から心臓の心腔に経血管的に挿入され、心臓弁輪に到達可能な大きさを有する、カテーテルと、
   前記カテーテルの遠位端にある少なくとも１つの組織貫通要素と、
   前記カテーテルの近位端から前記カテーテルの前記遠位端まで延びる回転運動機構であって、前記少なくとも１つの組織貫通要素に結合される、前記回転運動機構と、を備え、
   前記少なくとも１つの組織貫通要素は、前記カテーテルの本体に対して相対的に移動し、組織破壊エネルギーを前記心臓弁輪の貫通組織に送達するように作用し、
   前記少なくとも１つの組織貫通要素は、前記回転運動機構によって前記カテーテルを介して加えられるトルクを受けたときに、それが挿入された組織と係合し、該組織にねじれを誘発する、非円形断面を有する、装置。
2. 前記少なくとも１つの組織貫通要素は、前記心臓弁輪の組織に挿入されている間、それらの相対距離において調整可能な複数の貫通要素を備える、請求項１に記載の装置。
3. 前記少なくとも１つの組織貫通要素の各々は、前記カテーテルが前記心腔に挿入されたときに経皮的切開部の外側に残る接続部に電気的に相互接続された電極である、請求項１に記載の装置。
4. 前記複数の貫通要素の各々は、アブレーション電極として動作する、請求項２に記載の装置。
5. 前記複数の貫通要素は、比較的広い距離で前記組織に挿入され、より狭い距離に調整するように離間される、請求項２に記載の装置。
6. 前記複数の貫通要素の前記相対距離は、ギアの回転によって調整される、請求項２に記載の装置。
7. 前記ギアは、前記カテーテルの近位側に通じる制御要素によって回転される、請求項６に記載の装置。
8. 前記制御要素はまた、前記少なくとも１つの組織貫通要素のうちの少なくとも１つと、前記経皮的切開部の外側に残る電力源との間に電気的相互接続を提供するように作用する、請求項７に記載の装置。
9. 前記複数の貫通要素の前記相対距離は、形状記憶合金を備えるアクチュエータの温度変化によって調整される、請求項２に記載の装置。
10. 前記形状記憶合金は、前記複数の貫通要素の電極としての動作の結果としての加熱によって前記温度変化が誘発されるように配置される、請求項９に記載の装置。
11. 前記形状記憶合金は、加熱されたときに、前記複数の貫通要素を初期距離から比較的狭い距離に移動させるように成形される、請求項９に記載の装置。
12. 前記装置が前記心腔に挿入されたままである間、前記温度変化の前に前記複数の貫通要素の前記距離を回復させるように作動可能な装置リセットを備える、請求項９に記載の装置。
13. 前記非円形断面は、矩形状のブレードを含む、請求項１に記載の装置。
14. 前記非円形断面は、中心軸から放射状の延びる３つ以上のブレードを備える形状を有する、請求項１に記載の装置。