本发明整体涉及医疗设备，并且具体地涉及用于监测不可逆电穿孔(ire)手术中注入的总电能的方法和装置。
背景技术：
不可逆电穿孔(ire)是一种软组织消融技术，其施加强电场的短脉冲以在细胞膜中产生永久性且因此致死的纳米孔，从而破坏细胞稳态(内部的物理和化学条件)。ire之后的细胞死亡是由于细胞凋亡(编程性细胞死亡)而不是坏死(细胞损伤，细胞损伤通过其自身的酶的作用导致细胞的破坏)，如同在所有其他基于热或辐射的消融技术中一样。ire通常用于在其中细胞外基质、血液流动和神经的精度和保留都非常重要的区域中进行肿瘤消融。
技术实现要素：
下文所述的本发明的示例性实施方案提供了用于执行ire手术的改进的方法和装置。
因此，根据本发明的示例性实施方案，提供了一种医疗设备，该医疗设备包括被配置用于插入患者体内并包括被配置为接触体内的组织的多个电极的探头。电信号发生器被电极中的至少一对电极耦合以在与组织接触的之间施加电压振幅为至少200v的双极性脉冲串，每个双极性脉冲的持续时间小于20μs，从而在该电极中的该至少一对电极之间引起组织的不可逆电穿孔。一个或多个电传感器耦合到电信号发生器的输出端，并且被配置为感测在脉冲串期间在该电极中的该至少一对电极之间耗散的能量。控制器被耦合以响应于一个或多个电传感器来控制由电信号发生器施加的脉冲串的电参数和时间参数，使得耗散的能量满足预定义的标准。
在一个示例性实施方案中，由控制器控制的电参数包括电压。另选地或除此之外，由控制器控制的电参数包括电流。
在一些示例性实施方案中，控制器被配置为控制电参数，使得电极中的每对电极之间的耗散的能量满足指定的目标值。在一个示例性实施方案中，控制器被配置为调整施加在电极中的至少一对电极之间的脉冲的峰值振幅，使得耗散的能量满足预定义的标准。
通常，一个或多个电传感器被配置为测量在时间间隔的序列中在电极中的至少一对电极之间流动的电压和电流，并且控制器被配置为通过在时间间隔的序列上计算电压和电流的乘积之和来测量耗散的能量。
在另外的示例性实施方案中，控制器被配置为控制时间参数，使得电极的每对电极之间的耗散的能量满足指定的目标值。在一个示例性实施方案中，控制器被配置为调整施加在该电极中的该至少一对电极之间的脉冲的数量，使得耗散的能量满足预定义的标准。另选地或除此之外，控制器被配置为调整施加在该电极中的该至少一对电极之间的脉冲的持续时间，使得耗散的能量满足预定义的标准。
根据本发明的示例性实施方案，还提供了一种用于消融患者体内组织的方法。该方法包括将探头插入体内，其中该探头包括被配置为接触组织的多个电极。在与组织接触的该电极中的至少一对电极之间施加电压振幅为至少200v并且每个双极性脉冲的持续时间小于20μs的双极性脉冲串，从而在该电极中的该至少一对电极之间引起组织的不可逆电穿孔。测量在脉冲串期间在该电极中的该至少一对电极之间耗散的能量，以及响应于所测量的能量来控制由电信号发生器施加的脉冲串的电参数和时间参数，使得耗散的能量满足预定义的标准。
附图说明
结合附图，通过以下对本发明的实施方案的详细描述，将更全面地理解本发明，其中：
图1为根据本发明的示例性实施方案的在ire消融手术中使用的多信道ire系统的示意性图解；
图2为根据本发明的示例性实施方案的双极性ire脉冲的示意性图解；
图3为根据本发明的示例性实施方案的双极性脉冲的猝发的示意图；
图4a至图4b为根据本发明的示例性实施方案的具有结合的rf信号的ire信号的示意图；
图5为根据本发明的示例性实施方案示意性地示出ire模块及其与其他模块的连接的框图；
图6为根据图示的示例性实施方案的图5的ire模块中的脉冲路由与计量组件的电路示意图；
图7为根据本发明的示例性实施方案的图6的脉冲路由与计量组件中的两个相邻模块的电路示意图；
图8为根据本发明的示例性实施方案的脉冲发生电路、变压器和高压电源的电路示意图；
图9为根据本发明的示例性实施方案的切换装置的电路示意图；并且
图10为示意性地示出根据本发明的示例性实施方案的用于控制ire手术的方法的流程图。
具体实施方式
概述
ire主要为非热过程，其导致在几毫秒内使组织温度至多升高几度。因此，它与rf(射频)消融不同，后者将组织温度升高20℃至70℃，并且通过加热来破坏细胞。ire利用双极性脉冲，即正脉冲和负脉冲的组合，以避免由于直流电压的肌肉收缩。脉冲被施加在例如导管的两个双极性电极之间。
为了使ire脉冲在组织中生成所要求的纳米孔，脉冲的场强e必须超过与组织有关的阈值eth。因此，例如，对于心脏细胞，阈值为约500v/cm，而对于骨，阈值为约3000v/cm。阈值场强的这些差异使得ire能够选择性地施加于不同的组织。为了获得所要求的场强，待施加于一对电极的电压既取决于目标组织又取决于电极之间的间距。施加的电压可高达2000v，这比热射频消融中的典型电压10v至200v高得多。
双极性ire脉冲包括施加在两个电极之间的正脉冲和负脉冲，脉冲宽度为0.5μs至5μs，并且正脉冲和负脉冲之间的间距为0.1μs至5μs。(在本文中，术语“正”和“负”是指两个电极之间任意选择的极性。)双极性脉冲被组装成脉冲串，每个脉冲串包括一至一百个双极性脉冲，脉冲间的周期为1μs至20μs。为了在给定位置执行ire消融，在该位置处的一对电极之间施加一至一百个脉冲串，连续脉冲串之间的间隔为0.3ms至1000ms。在一次ire消融中递送的每个信道(电极对)的总能量通常小于j60，并且消融可持续长达10s。
当在ire手术中使用多电极导管时，可以在手术期间循环连续的电极对。以10电极导管为例，电极对可以相邻方式(1-2,2-3,…9-10)或以交织方式(1-3,2-4,…8-10)通电。例如对相邻对的通电分两个阶段进行，首先使奇偶电极1-2、3-4、5-6、7-8和9-10通电，然后使奇偶电极2-3、4-5、6-7和8-9通电。
在开始ire手术之前，医师基于例如待消融组织的体积、组织内所要求的场强度、导管配置和在手术期间要递送的能量来设定手术参数。
手术一旦开始，除了电穿孔本身的期望效果之外，ire消融脉冲还可能影响组织的阻抗和/或电极与组织之间的接触阻抗。对于脉冲的固定持续时间和振幅，这些阻抗中的任一个的变化都将影响由脉冲递送的电流，并且因此影响从每个脉冲转移至组织中的能量。这继而将导致手术期间组织中耗散的总能量偏离由医师预设的能量的量。因此，ire消融的效果可不同于预期效果。此外，对于ire消融具有相同能量设置的两个手术实际上可具有转移至组织的不同量的能量，因此可能影响这些类型的手术的重复性。具体地讲，超过预设水平的能量可导致不希望的热效应，诸如在电极周围形成气泡或组织炭化。
本文所述的本发明的示例性实施方案通过测量电极之间的实际能量耗散解决了控制在ire手术中递送到组织的能量的量的问题。基于该测量，控制由导管递送至组织的脉冲，使得耗散的能量的量满足预定义的标准。例如，该标准可指定耗散的能量的量满足某个目标值(即，组织中的每个位置处耗散的累积能量等于目标值，处于某个误差范围内，诸如±5％或±10％)。另选地或除此之外，可定义其他标准。
出于这些目的，本文所述的示例性实施方案提供了一种包括电信号发生器和控制器的医疗设备。该医疗设备还包括探头，该探头插入患者体内并且包括多个电极，这些多个电极接触体内的组织，并且用于将用于ire手术的电信号施加于组织。控制器接收用于实现ire消融协议的设置参数。这些参数可以是预设的，或者可以由设备的操作者诸如医师来调整。控制器向信号发生器参数指令以在探头上的所选择的电极之间施加双极性脉冲串。对于ire，这些脉冲通常具有至少200v的电压振幅并且每个双极性脉冲对的持续时间小于20μs，以便致使所选择的电极之间的组织的不可逆电穿孔。另选地，可出于此目的选择其他合适的脉冲参数。
为了测量在组织中耗散的脉冲能量，将电传感器耦合到电信号发生器的输出端。这些传感器连续感测双极性电极对之间耗散的能量，并且将测量的结果输送至控制器。控制器计算耗散的能量，并且控制由电信号发生器施加的脉冲串的电参数和时间参数，使得耗散的能量达到目标值或满足某些其他标准。电信号发生器可被配置为电压源或电流源。在前一种情况下，由控制器控制的电参数主要是脉冲的电压，而在后一种情况下，电参数主要是脉冲的电流。
为了测量耗散的能量，控制器在消融手术期间以连续的间隔接收电极之间的电压以及通过电极的电流的测量。根据这些测量，控制器估计递送至组织的瞬时功率，并且因此找到在ire手术期间在组织中耗散的累积能量。控制器计算双极性脉冲串中可能需要的调整，使得手术中耗散的总能量满足适用的标准。为此，控制器通常调整以下参数中的一个或多个：脉冲振幅(电压幅值或电流幅值，取决于信号发生器是电压源还是电流源)、脉冲宽度(持续时间)，每个脉冲串的脉冲数以及手术期间的脉冲串的数量另选地或除此之外，控制器可计算针对单个双极性脉冲或脉冲串的调整，使得得单个脉冲或脉冲串将在组织中耗散预设量的能量。
在一些示例性实施方案中，用于ire手术的电信号发生器除了用于ire消融的双极性脉冲之外，还能够施加用于组织的热rf消融的射频(rf)信号。电传感器对能量耗散的测量还可以用于监测和控制热rf消融过程。
ire消融系统和ire脉冲
图1为根据本发明的示例性实施方案的在ire消融手术中使用的多信道ire系统20的示意性图解。在以下描述中，ire消融手术也将被称为“ire消融”或“ire手术”。在所示的示例性实施方案中，医师22正在使用ire系统20执行多信道ire消融手术。医师22正在使用消融导管26对受试者24执行手术，该消融导管的远侧端部28包括沿导管26的长度排列的多个消融电极30。
ire系统20包括处理器32和ire模块34，其中ire模块包括ire发生器36和ire控制器38。如下文将进一步详细描述的，ire发生器36生成电脉冲串，这些电脉冲串被引导至所选择的电极30以执行ire手术。电脉冲串的波形(定时和振幅)由ire控制器38控制。如下文还将详细描述的，处理器32处理ire系统20和医师22之间的输入和输出接口。
处理器32和ire控制器38通常各自包括可编程处理器，该可编程处理器在软件和/或固件中编程以执行本文所述的功能。另选地或除此之外，它们中的每一者可以包括执行这些功能中的至少一些的硬接线和/或可编程硬件逻辑电路。尽管在附图中为了简单起见将处理器32和ire控制器38示出为单独的单一功能块，但实际上，这些功能中的一些可以组合在单个处理和控制单元中，具有用于接收和输出在附图中示出并且在文本中描述的信号的合适的接口。在一些示例性实施方案中，ire控制器38驻留在ire模块34内，因为高速控制信号从ire控制器传输至ire发生器36。然而，如果信号可以足够高的速度从处理器32传输至ire发生器36，则ire控制器38可以驻留在处理器内。
处理器32和ire模块34通常位于控制台40内。控制台40包括输入装置42，诸如键盘和鼠标。显示屏44邻近控制台40设置(或与控制台成一体)。显示屏44可以任选地包括触摸屏，从而提供另一输入装置。
ire系统20可以另外包括连接至系统20中的合适的接口和装置的以下模块中的一个或多个(通常位于控制台40内)：
·心电图(ecg)模块46通过线缆48耦合到附接到受试者24的ecg电极50。ecg模块46被配置为测量受试者24的心脏52的电活动。
·温度模块54耦合到任选的的温度传感器，诸如位于导管26的远侧端部28上的每个电极30附近的热电偶56，并且被配置为测量相邻组织58的温度。
·跟踪模块60耦合到远侧端部28中的一个或多个电磁位置传感器(未示出)。在由一个或多个磁场发生器62生成的外部磁场的存在下，电磁位置传感器输出随传感器的位置而变化的信号。基于这些信号，跟踪模块60可以确定电极30在心脏52中的位置。
上述模块46、54和60通常包括模拟和数字部件，并且被配置为接收模拟信号并且传输数字信号。每个模块可以另外包括执行模块的至少一些功能的硬接线和/或可编程硬件逻辑电路。
导管26经由电接口64(诸如端口或插口)耦合到控制台40。ire信号因此经由接口64被携载至远侧端部28。相似地，用于跟踪远侧端口28的位置的信号和/或用于跟踪组织58的温度的信号可以由处理器32经由接口64接收，并且由ire控制器38施加，以控制由ire发生器36生成的脉冲。
外部电极65或“返回贴片”可另外在受试者24(通常在受试者躯干的皮肤上)和ire发生器36之间外部耦合。
在ire手术之前和/或期间，处理器32从医师22(或从其他使用者)接收用于手术的设置参数66。医师22使用一个或多个合适的输入装置42来设定ire脉冲串的参数，如下文参考图2至图4和表1说明的。医师22进一步选择用于激活的消融电极30对(用于接收ire脉冲串)和激活它们的顺序。
在建立ire消融时，医师22还可以选择ire脉冲的猝发相对于心脏52的周期的同步模式。称为“同步模式”的第一选项是当心脏重新充电时同步ire脉冲猝发以使其发生在心脏52的不应状态期间，并且将不对外部电脉冲作出响应。猝发时间被定时为在心脏52的qrs复合物之后发生，其中延迟为心脏循环时间的约50％，使得猝发发生在心脏52的t波期间，在p波之前。为了实现同步模式，ire控制器38基于来自ecg模块46的ecg信号414对ire脉冲的一个或多个猝发进行定时，如下图5所示。
第二同步选项为异步模式，其中ire脉冲的猝发独立于心脏52的定时被启动。该选项是可能的，因为ire猝发(通常为200ms的长度，最大长度为500ms)被心脏认为是心脏不进行反应的一个短脉冲。此类异步操作在简化和精简ire手术中是可用的。
响应于接收到设置参数66，处理器32将这些参数传送至ire控制器38，该ire控制器命令ire发生器36根据医师22所请求的设置生成ire信号。另外，处理器32可在显示屏44上显示设置参数66。
在一些示例性实施方案中，处理器32基于从跟踪模块60接收的信号，在显示器44上显示受试者解剖结构的相关图像68，该相关图像被注释为例如示出远侧端部28的当前位置和取向。另选地或另外地，基于从温度模块54和ecg模块46接收的信号，处理器32可在显示屏44上显示每个电极30处的组织58的温度和心脏52的电活动。
为了开始手术，医师22将导管26插入受试者24中，然后使用控制柄部70将导管导航至心脏52内或外部的适当部位。随后，医师22使远侧端部28与心脏52的组织58(诸如心肌或心外膜组织)接触。接下来，ire发生器36生成多个ire信号，如下文参考图3说明的。ire信号被携带穿过导管26在不同的相应通道上传输至消融电极30的对，使得由ire脉冲生成的电流72在每对电极之间流动(双极性消融)，并且在组织58上执行所请求的不可逆电穿孔。
图2为根据本发明的示例性实施方案的双极性ire脉冲100的示意性图解。
曲线102示出在ire消融手术中双极性ire脉冲100的电压v随时间t的变化。本示例性实施方案涉及被配置为电压源的ire发生器36。因此，ire信号在此以其电压来描述。如下文将描述的，可另选地将ire发生器36配置为电流源，在这种情况下将根据其电流来描述ire脉冲。双极性ire脉冲包括正脉冲104和负脉冲106，其中术语“正”和“负”是指在其间施加双极性脉冲的两个电极30的任意选择的极性。正脉冲104的振幅被标记为v ，并且脉冲的时间宽度被标记为t 。相似地，负脉冲106的振幅被标记为v-，并且脉冲的时间宽度被标记为t-。正脉冲104和负脉冲106之间的时间宽度被标记为t空间。双极性脉冲100的参数的典型值在下表1中给出。
图3为根据本发明的实施方案的双极性脉冲的猝发200的示意图。
在ire手术中，ire信号作为由曲线202示出的一个或多个猝发200被递送至电极30。猝发200包括nt个脉冲串204，其中每个串包括np个双极性脉冲100。脉冲串204的长度被标记为tt。脉冲串204内的双极性脉冲100的周期被标记为tpp，连续串之间的间隔被标记为δt，在此间隔期间不施加信号。猝发200的参数的典型值在下表1中给出。
图4a至图4b为根据本发明的示例性实施方案的具有结合的rf信号的ire信号302和304的示意图。在图4a至图4b所示的示例性实施方案中，rf消融与ire消融相结合，以便从这两种消融模态中受益。
在图4a中，曲线306将电压v描绘为随两个双极性脉冲310和312(类似于图2的双极性脉冲100)之间的rf信号308的时间t变化。rf信号308的振幅被标记为vrf，并且其频率被标记为frf，并且双极性脉冲310和312之间的间距被标记为δrf。通常，频率frf在350khz至500khz之间，并且振幅vrf在10v至200v之间，但另选地可以使用更高或更低的频率和振幅。
在图4b中，曲线314示出电压v随正ire脉冲318和负ire脉冲320之间的rf信号316的时间t变化。ire脉冲318和320类似于图2的脉冲104和106。在该示例性实施方案中，正脉冲318和负脉冲320之间的间隔t空间已被拉伸，如表1所示。
rf信号308和316的振幅和频率的典型值在表1中给出。如图4a或图4b所示，当将rf信号插入ire信号中时，将这两个信号的组合重复至消融手术结束。
表1：ire信号的参数的典型值
ire模块
图5为根据本发明的示例性实施方案的示意性地示出ire模块34的细节及其与系统20中的其他模块的连接的框图。
参考图1，ire模块34包括ire发生器36和ire控制器38。ire模块34在图5中由外部虚线框402描绘。在框402内，ire发生器36由内部虚线框404描绘。ire发生器36包括脉冲生成组件406和脉冲路由与计量组件408，在下面的图6至图9中将对其进行进一步详细的描述。
ire发生器36可被配置为电压源或电流源。ire脉冲的典型电压在200v至2000v的范围内变化，脉冲的欧姆负载在75ω至200ω的范围内变化，并且因此电流在1a至26a的范围内变化。在本示例性实施方案中，ire发生器36被配置为电压源。在阅读本说明书之后，将ire发生器36配置为电流源对于本领域的技术人员而言将是显而易见的。
ire控制器38通过双向信号410与处理器32通信，其中处理器将反映设置参数66的命令传送至ire控制器。ire控制器38还接收来自脉冲路由与计量组件408的数字电压和电流信号412。控制器尤其在计算组织58中耗散的能量流时利用这些信号。另外，ire控制器38接收来自ecg模块46的数字ecg信号414，以及来自温度模块54的数字温度信号416，并且通过双向信号410将这些信号传送至处理器32。
ire控制器38将从设置参数66以及所计算的能量耗散导出的数字命令信号418传送至脉冲生成组件406。命令信号418致使ire发生器36生成诸如图3至图5中所示的ire脉冲，而ire控制器38基于计算出的能量耗散和所要求的耗散的能量来调整ire脉冲的特性。(控制过程的更多细节如图10所示)。这些ire脉冲作为模拟脉冲信号420发送至脉冲路由与计量组件408。脉冲路由与计量组件408通过输出通道422耦合到电极30，并且通过连接424耦合到返回贴片65。图5示出标记为ch1-ch10的十个输出通道422。在以下描述中，通过耦合到特定电极的特定通道的名称来调用该特定电极；例如，电极ch5涉及耦合到通道422的ch5的电极。尽管图5是指十个通道422，但ire发生器36可另选地包括不同数量的通道，例如8、16或20个通道，或任何其他合适数量的通道。
图6为根据本发明的示例性实施方案的图5的脉冲路由与计量组件408的电路示意图。为清楚起见，已省略涉及测量电流和电压的电路。这些电路将在下面的图7中详细描述。输出通道422和连接424在图6中使用与图5中相同的标签示出。
脉冲路由与计量组件408包括模块502，每个输出通道422具有一个模块。在下面的图7中详细示出一对504相邻模块502。
每个模块502包括切换装置，标记为第i个模块的foi、soi、ni和bpi。切换装置foi都是用于将ire消融从一个通道切换到另一个通道的快速切换装置，而切换装置soi、ni和bpi是较慢的继电器，用于为给定的ire消融模式设置脉冲路由与计量组件408。快速切换装置foi的典型切换时间不到0.3μs，而慢速继电器soi、ni和bpi的切换时间仅为3ms。下面给出的实施例展示了切换装置和继电器的使用。
实施例1展示了根据奇-偶方案ch1-ch2、ch3-ch4、ch5-ch6、ch7-ch8和ch9-ch10，在电极对之间使用切换装置和继电器进行ire消融。(在此，双极性脉冲施加在每个电极和第一相邻体之间)。切换装置和继电器的设置示于下表2中。
表2：实施例1的切换装置和继电器设置
实施例2展示了根据偶-奇方案ch2-ch3、ch4-ch5、ch6-ch7和ch8-ch9(其中在每个电极及其第二相邻电极之间施加双极性脉冲)，在电极对之间使用切换装置和继电器进行ire消融。对于其中第一个和最后一个电极并排放置的圆形导管26，可将对ch10-ch1添加到偶-奇对中。切换装置和继电器的设置示于下表3中。
表3：实施例2的切换装置和继电器设置
结合实施例1和实施例2，可以通过以下方法实现所有电极30的对之间的快速ire消融：首先用实施例1的偶-奇方案消融，然后将每个快速切换装置foi切换到相反状态(从开到关，从关到开)，接着使用实施例2的奇-偶方案来消融。由于不需要切换慢速继电器soi、ni和bpi的状态，因此切换以foi切换装置的速度进行。
实施例3展示了非相邻电极30(在该实施例中为ch1-ch3、ch4-ch6和ch7-ch9)之间的ire消融。可以利用此类配置在组织58中引起更深的损伤。切换装置和继电器的设置示于下表4中。
表4：实施例3的切换装置和继电器设置
同样，可通过重新配置切换装置foi来快速选择其他电极对。
实施例4展示了在通道ch1和ch3之间执行消融的另选的方式。在该示例中，利用bp线506来闭合消融电路。切换装置和继电器的设置示于下表5中。
表5：实施例4的切换装置和继电器设置
在实施例4中，脉冲路由与计量组件408中的电路径串联耦合变压器次级线圈508和510。由于电极ch1和ch3之间的距离是相邻电极(例如ch1和ch2)之间的距离的两倍，因此ch1和ch3之间的电压必须是相邻电极之间的电压的两倍，以便在相应电极之间具有相同的电场强度。这是通过在相反的阶段驱动这两个次级线圈的初级线圈来实现的。慢速切换装置soi全部保持在开启状态，以准备另一对电极之间(例如ch2和ch4之间)的下一次消融。
如以上实施例中所示，使用继电器和快速切换装置实现脉冲路由与计量组件408能够将ire脉冲灵活且快速地分配到电极30，并且能够灵活地重新配置所施加的ire脉冲振幅。
图7为根据本发明的示例性实施方案的脉冲路由与计量组件408的两个相邻模块601和602的电路示意图。
模块601和602组成图6的对504，如由具有相同标签(504)的虚线框所示。模块601和602分别由脉冲生成电路603和604馈电，参考图5，这些脉冲生成电路包括脉冲生成组件406的零件。类似于图6中的对504的模块502，模块601和602继而分别馈送通道ch1和ch2。图7中示出两个模块601和602，以便示出模块之间的连接605。由于两个模块相同(并且与脉冲路由与计量组件408中的其他模块相同)，因此下面仅详细描述模块601。
脉冲生成电路603和604的更多细节在下面的图8至图9中示出。脉冲生成组件406包括一个脉冲生成电路，该脉冲生成电路类似于ire发生器36的每个通道的电路603和604。脉冲生成组件406还包括在图8中详细描述的高压电源607。
脉冲生成电路603通过变压器606耦合到模块601。快速切换装置fo1和慢速继电器so1、n1和bp1类似于图6进行标记。低通滤波器608将由脉冲生成电路603经由变压器606和切换装置fo1传输的脉冲串转换为正弦信号，从而允许将ch1用于rf消融。(相似地，ire发生器36的每个通道可以独立地用于rf消融。)滤波器608的接合由继电器610控制。脉冲生成电路603通过低通滤波器608以频率frf发射一串双极性脉冲，产生具有给定频率frf和振幅vrf的rf信号，该低通滤波器将该脉冲串转换为频率为frf的正弦信号。调节双极性脉冲序列的振幅，使得正弦信号的振幅为vrf。
耦合到ch1的电压v1和电流i1在图7中被示出为通道ch1和ch2之间的电压，以及流至ch1并且从ch2返回的电流。
v1和i1由计量模块612测量，该计量模块包括用于测量电压的运算放大器614和用于测量电流感测电阻器618上的电流的差分放大器616。从分压器620(包括电阻器r1、r2和r3)和模拟多路复用器622测量电压v1。模拟多路复用器622耦合在电阻器r1或r2中，使得分压器620的分压比为r1/r3或r2/r3。计量模块612还包括模数转换器(adc)624，用于将所测量的模拟电压v1和电流i1转换为数字信号dv1和di1。这些数字信号通过数字隔离器626被发送至ire控制器38作为信号412(图5)。如图10中进一步详细描述的，ire控制器38利用数字信号dv1和di1，以及来自其他模块的对应的数字信号来计算组织58中耗散的能量。数字隔离器626保护受试者24(图1)免受有害电压和电流的影响。
切换装置fo1、继电器so1、bp1、n1和610以及模拟多路复用器622由ire控制器38驱动。为简单起见，图7中未示出相应的控制线。
图8为根据本发明的示例性实施方案的脉冲生成电路603、变压器606和高压电源607的电路示意图。
脉冲生成电路603(图7)包括两个切换装置702和704，其内部细节在下面的图9中进一步示出。切换装置702包括命令输入端706、源极708和漏极710。切换装置704包括命令输入端712、源极714和漏极716。切换装置702和704一起形成h桥的一半(如本领域中已知的)，也被称为“半桥”。
高压电源607向相应的输出端720和722提供正电压v 和负电压v-，响应于高压命令输入端724从ire控制器38接收信号，可在±(10-2000)v的相应的正负范围内进行调节。高压电源607还提供接地连接723。单个高压电源607耦合到脉冲生成组件406的所有脉冲生成电路。另选地，每个脉冲生成电路可耦合到独立的高压电源。
切换装置702的漏极710耦合到正电压输出端720，并且切换装置的源极708耦合到变压器606的输入端726。当命令输入端706接收命令信号cmd 时，正电压v 经由切换装置702从正电压输出端720耦合到变压器输入端726。切换装置704的源极714耦合到负电压输出端722，并且切换装置的漏极716耦合到变压器输入726。当命令输入端712接收命令信号cmd-时，负电压v-经由切换装置704从负电压输出端722耦合到变压器输入端726。因此，通过交替地激活两个命令信号cmd 和cmd-，正脉冲和负脉冲分别耦合到变压器输入端726，然后由变压器606传输至其输出端728。脉冲的定时(其宽度和间距)由命令信号cmd 和cmd-控制，脉冲的振幅由高压命令信号cmdhv控制到高压命令输入端724。从ire控制器38接收所有三个命令信号cmd 、cmd-和cmdhv，该ire控制器因此控制馈入脉冲路由与计量组件408的相应通道的脉冲。
在另选的示例性实施方案中(图中未示出)，利用具有单极性高压电源的全h桥。该配置还可以用于响应于控制全h桥的信号，从单极性源产生正脉冲和负脉冲。该示例性实施方案的优点在于其可以使用更简单的高压电源，而半桥和双高压电源的优点在于其提供固定的接地电位以及独立可调的正负电压。
图9为根据本发明的实施方案的切换装置702的电路示意图。切换装置704以与切换装置702类似的方式实现。
切换装置702的切换功能由包括栅极804、源极708和漏极710的场效应晶体管(fet)802实现。命令输入端706耦合到栅极804，源极708与漏极710耦合，如图8所示。包括齐纳二极管、二极管、电阻器和电容器的附加部件806用作电路保护器。
图10为示意性地示出根据本发明的示例性实施方案的用于控制ire手术的方法的流程图900。在流程图900中，虚线框902示意性地指示在ire发生器36内发生的过程的步骤，并且虚线框904示意性地指示在ire控制器38内发生的过程的步骤。然而，在此仅以举例的方式描述了这种特定的功能划分，本发明方法的原理可以另选地应用于其他种类的ire模块配置以及ire的其他系统中，在阅读本说明书之后，这对于本领域的技术人员而言将是显而易见的。
ire手术在开始步骤906中开始。在设置定义步骤908中，医师22通过输入装置42定义手术的设置参数。这些设置参数基于例如所要求的组织体积、组织内的场强、导管配置，以及在手术期间要递送至组织中的能量。处理器32在参数传输步骤910中将这些设置参数传输至ire控制器38。在请求能量步骤911中，ire控制器38从设置参数中提取或计算请求的总耗散的能量。该步骤限定将要从ire脉冲耗散到将要发生消融的每个位置处的组织中的能量的目标值(例如，以焦耳为单位)。
在设置步骤912中，ire控制器38设置用于ire发生器36的ire消融参数，并且在修改/传输步骤914中将其传输至发生器。一旦在ire发生器36中设置消融参数，ire控制器38便通过在消融开始/继续步骤916中将适当的命令发送至ire发生器36来启动消融。响应于该命令，ire发生器36在ire脉冲步骤918中将ire脉冲施加于电极30。同时，ire发生器36中的计量模块612(图7)在v/i测量步骤920中测量每个通道i中的电压vi和电流ii，并且将其值传输至ire控制器38。
基于所接收的vi和ii的值，ire控制器38在耗散的能量步骤922中连续计算组织58中耗散的能量。耗散的能量的计算是基于每个时间间隔序列中接收的值vi和ii的乘积以及乘积的累加总和。在第一比较步骤924中，ire控制器38检查从耗散的能量步骤922中计算的手术开始时的累积耗散的能量是否已经等于(或可能超过)在所请求的能量步骤911中记录的所请求的总耗散的能量。如果结果是肯定的，则在结束步骤926中终止ire消融。
当在步骤924处尚未达到所请求的总耗散的能量时，ire控制器38在预测步骤928中计算预测的总耗散的能量，假设使用ire发生器36的当前参数(诸如双极性脉冲振幅、脉冲宽度和剩余脉冲数)继续消融。在第二比较步骤930中，ire控制器38将预测的总耗散的能量(来自步骤928)与所请求的总耗散的能量(来自步骤911)进行比较。当这两个相等时，使用当前消融参数继续进行消融，并且消融继续进行到步骤916。
当在步骤930处预测的总耗散的能量偏离所请求的总耗散的能量时，ire控制器38在修改/传输步骤914中修改ire消融参数，并且图10的循环继续。因此，通过由计量模块612的消融电压vi和电流ii的测量提供给ire控制器38的反馈，使控制器能够调整ire发生器36的消融参数，以便实现用于消融手术的所请求的总耗散的能量。
另选地或除此之外，当设置参数指定每个脉冲或脉冲串的能量时，由流程图900描述的处理流程被相应地修改。
应当理解，上述实施方案以举例的方式被引用，并且本发明不限于上文具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上述各种特征的组合和子组合以及它们的变型和修改，本领域的技术人员在阅读上述说明时应当想到所述变型和修改，并且所述变型和修改并未在现有技术中公开。
1.一种用于调节不可逆电穿孔脉冲的递送的医疗设备，所述设备包括：
探头，所述探头被配置用于插入患者体内并且包括被配置为接触所述体内的组织的多个电极；
电信号发生器，所述电信号发生器被耦合以在与所述组织接触的所述电极中的至少一对电极之间施加具有至少200v的电压振幅且具有小于20μs的双极性脉冲的每个双极性脉冲的持续时间的双极性脉冲串，从而在所述电极中的所述至少一对电极之间引起所述组织的不可逆电穿孔；
一个或多个电传感器，所述一个或多个电传感器被耦合到所述电信号发生器的输出端并且被配置为感测在所述脉冲串期间在所述电极中的所述至少一对电极之间耗散的能量；以及
控制器，所述控制器被耦合以响应于所述一个或多个电传感器来控制由所述电信号发生器施加的所述脉冲串的电参数和时间参数，使得所述耗散的能量满足预定义的标准。
2.根据权利要求1所述的医疗设备，其中由所述控制器控制的所述电参数包括电压。
3.根据权利要求1所述的医疗设备，其中由所述控制器控制的所述电参数包括电流。
4.根据权利要求1所述的医疗设备，其中所述控制器被配置为控制所述电参数，使得所述电极中的每对电极之间的所述耗散的能量满足指定的目标值。
5.根据权利要求4所述的医疗设备，其中所述控制器被配置为调整施加在所述电极中的所述至少一对电极之间的所述脉冲的峰值振幅，使得所述耗散的能量满足所述预定义的标准。
6.根据权利要求1所述的医疗设备，其中所述一个或多个电传感器被配置为测量在时间间隔的序列中在所述电极中的所述至少一对电极之间流动的电流和电压，并且所述控制器被配置为通过在所述时间间隔的所述序列上计算所述电压和所述电流的乘积之和来测量所述耗散的能量。
7.根据权利要求1所述的医疗设备，其中所述控制器被配置为控制所述时间参数，使得所述电极中的每对电极之间的所述耗散的能量满足指定的目标值。
8.根据权利要求7所述的医疗设备，并且其中所述控制器被配置为调整施加在所述电极中的所述至少一对电极之间的所述脉冲的数量，使得所述耗散的能量满足所述预定义的标准。
9.根据权利要求7所述的医疗设备，并且其中所述控制器被配置为调整施加在所述电极中的所述至少一对电极之间的所述脉冲的持续时间，使得所述耗散的能量满足所述预定义的标准。
10.一种用于消融患者体内的组织的方法，所述方法包括：
将探头插入所述体内，其中所述探头包括被配置为接触所述组织的多个电极；
在与所述组织接触的所述电极中的至少一对电极之间施加具有至少200v的电压振幅且具有小于20μs的双极性脉冲的每个双极性脉冲的持续时间的双极性脉冲串，从而在所述电极中的所述至少一对电极之间引起所述组织的不可逆电穿孔；
测量在所述脉冲串期间在所述电极中的所述至少一对电极之间耗散的能量；以及
响应于测量的能量来控制由所述电信号发生器施加的所述脉冲串的电参数和时间参数，使得所述耗散的能量满足预定义的标准。
11.根据权利要求10所述的方法，其中控制所述电参数包括控制电压。
12.根据权利要求10所述的方法，其中控制所述电参数包括控制电流。
13.根据权利要求10所述的方法，其中控制所述电参数包括设置所述电参数，使得所述电极中的每对电极之间的所述耗散的能量满足指定的目标值。
14.根据权利要求13所述的方法，其中控制所述电参数包括调整施加在所述电极中的所述至少一对电极之间的所述脉冲的峰值振幅，使得所述耗散的能量满足所述预定义的标准。
15.根据权利要求10所述的方法，其中测量所述能量包括测量在时间间隔的序列中在所述电极中的所述至少一对电极之间流动的电流和电压，以及在所述时间间隔的所述序列上计算所述电压和所述电流的乘积之和。
16.根据权利要求10所述的方法，其中控制所述时间参数包括设置所述时间参数，使得所述电极中的每对电极之间的所述耗散的能量满足指定的目标值。
17.根据权利要求16所述的方法，其中控制所述时间参数包括调整施加在所述电极中的所述至少一对电极之间的所述脉冲的数量，使得所述耗散的能量满足所述预定义的标准。
18.根据权利要求16所述的方法，其中控制所述时间参数包括调整施加在所述电极中的所述至少一对电极之间的所述脉冲的持续时间，使得所述耗散的能量满足所述预定义的标准。
技术总结