ВИРТУАЛЬНО-ЗАМКНУТЫЕ ЭЛЕКТРОДЫ ДЛЯ ГЕНЕРАТОРА IRE-ИМПУЛЬСОВ
VIRTUALLY CLOSED ELECTRODES FOR AN IRE PULSE GENERATOR

Область применения изобретения
Настоящее изобретение по существу относится к медицинскому оборудованию и, в частности, к устройству и способам для необратимой электропорации физиологических тканей.
Предпосылки создания изобретения
Необратимая электропорация (IRE) представляет собой способ абляции мягких тканей, которая предполагает приложение коротких импульсов сильных электрических полей для создания постоянных и, следовательно, летальных нанопор в клеточной мембране с нарушением, таким образом, клеточного гомеостаза (внутренних физических и химических условий). Гибель клеток в результате осуществления IRE является следствием апоптоза (запрограммированной гибели клетки), а не некроза (повреждения клетки, которое приводит к разрушению клетки под действием ее собственных ферментов), как и во всех остальных способах термической или радиационной абляции. IRE обычно используют для абляции опухоли в областях, в которых важны точность и сохранение внеклеточного матрикса, кровотока и нервов.
В публикации заявки на патент США № 2010/0125315 описаны способ и система проведения терапии у пациента с имлантированным массивом электродов. Стимулирующий электрический ток протекает от по меньшей мере двух электродов к по меньшей мере одному из электродов по меньшей мере по двум электрическим путям через ткань пациента, и стимулирующий электрический ток перемещается между электрическими путями путем активной регулирования одного или более конечных электрических сопротивлений, ассоциированных с одним или более электрическими путями соответственно.
Изложение сущности изобретения
В вариантах осуществления настоящего изобретения, описанных в настоящем документе, предложены улучшенные устройство и способы для необратимой электропорации тканей тела.
Таким образом, в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения предложеномедицинское устройство, содержащее зонд, который содержит вводимую трубку, выполненную с возможностью введения в полость тела пациента, и дистальный узел, который соединен с вводимой трубкой в дистальном направлении и включает множество электродов, которые выполнены с возможностью приведения их в контакт с тканью внутри полости тела. Генератор электрических сигналов выполнен с возможностью подачи бифазных электрических импульсов одновременно к по меньшей мере одной группе из двух или более электродов с энергией, достаточной для проведения необратимой электропорации ткани, находящейся в контакте с электродами по меньшей мере одной группы. Контроллер подключен для измерения изменяющихся во времени разностей напряжений между электродами по меньшей мере одной группы и для регулирования бифазных электрических импульсов, подаваемых к электродам по меньшей мере одной группы, таким образом, чтобы разности напряжений не превышали заранее заданного порогового значения в любой момент во время подачи бифазных электрических импульсов.
В некоторых вариантах осуществления контроллер выполнен с возможностью регулирования амплитуды бифазных электрических импульсов таким образом, чтобы компенсировать различия в соответствующих пиковых напряжениях, измеряемых на любой паре электродов по меньшей мере одной группы. В одном варианте осуществления контроллер выполнен с возможностью регулирования фазы бифазных электрических импульсов таким образом, чтобы компенсировать сдвиг фазы между соответствующими сигналами напряжений, измеряемых на любой паре электродов по меньшей мере одной группы.
В дополнительном варианте осуществления дистальный узел включает баллон, который соединен с вводимой трубкой в дистальном направлении и выполнен с возможностью его раздутия внутри полости тела с помощью жидкости, которая поступает в баллон через вводимую трубку.
В дополнительном варианте осуществления устройство включает общий электрод, выполненный с возможностью его закрепления на теле пациента таким образом, чтобы бифазные электрические импульсы проходили через тело от множества электродов к общему электроду и тем самым осуществляли необратимую электропорацию ткани в униполярном режиме.
В еще одном варианте осуществления по меньшей мере одна группа включает первую и вторую группу, причем бифазные электрические импульсы подают в биполярном режиме между электродами в первой группе и электродами во второй группе, при этом контроллер подключен для измерения изменяющихся во времени разностей напряжений между электродами в первой и второй группах и для регулирования бифазных электрических импульсов, подаваемых к электродам в первой и второй группах, таким образом, чтобы разности напряжений между электродами первой и второй групп включали заранее заданную серию бифазных электрических импульсов.
В соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения также предложен способ лечения. Способ включает обеспечение зонда для введения в полость тела пациента, причем зонд включает содержит вводимую трубку и дистальный узел, который соединен с вводимой трубкой в дистальном направлении и содержит множество электродов, которые выполнены с возможностью приведения их в контакт с тканью внутри полости тела. Бифазные электрические импульсы подаются одновременно к по меньшей мере одной группе из двух или более электродов с энергией, достаточной для проведения необратимой электропорации ткани, находящейся в контакте с электродами по меньшей мере одной группы. Измеряют изменяющиеся во времени разности напряжений между электродами по меньшей мере одной группы и бифазные электрические импульсы, подаваемые к электродам по меньшей мере одной группы, регулируют таким образом, чтобы разности напряжений не превышали заранее заданного порогового значения в любой момент во время подачи бифазных электрических импульсов.
Краткое описание графических материалов
Настоящее изобретение станет более понятным из следующего подробного описания вариантов осуществления, представленных вместе со следующими графическими материалами, причем
на Фиг. 1 представлено схематическое графическое изображение медицинского устройства в процессе проведения процедуры IRE в соответствии с примером осуществления настоящего изобретения;
на Фиг. 2 представлено схематическое изображение бифазного IRE-импульса в соответствии с примером осуществления настоящего изобретения;
на Фиг. 3 представлено схематическое изображение пакета бифазных импульсов в соответствии с примером осуществления настоящего изобретения;
на Фиг. 4 представлена блок-схема, на которой схематически изображены соединения между генератором IRE-импульсов, контроллером, электродами и возвратной пластиной в соответствии с примером осуществления настоящего изобретения;
на Фиг. 5 представлена принципиальная электрическая схема узла маршрутизации импульсов и метрологии, показанного на Фиг. 4, в соответствии с примером осуществления настоящего изобретения; и
на Фиг. 6 представлена принципиальная электрическая схема двух смежных модулей в узле маршрутизации импульсов и метрологии, настроенном для проведения процедуры IRE в биполярном режиме, в соответствии с примером осуществления настоящего изобретения.
Подробное описание вариантов осуществления
Общее описание
IRE представляет собой преимущественно нетермический процесс абляции, который обеспечивает повышение температуры ткани максимум на несколько градусов в течение нескольких миллисекунд. Таким образом, он отличается от радиочастотной абляции (РЧ-абляции), которая приводит к повышению температуры ткани на величину от 20 до 70 °C и разрушению клеток при нагревании. При IRE используют бифазные импульсы (комбинации положительных и отрицательных импульсов) во избежание мышечного сокращения вследствие наличия ненулевой компоненты напряжения постоянного тока. Бифазные импульсы также часто называют «биполярными» импульсами. Однако, как более подробно описано ниже, IRE можно проводить либо в униполярном режиме, либо в биполярном режиме. Чтобы избежать путаницы, в дальнейшем в настоящем документе термин «биполярный» используется только в контексте биполярного режима IRE.
В некоторых процедурах IRE можно использовать баллонный катетер с баллоном на дистальном конце, а массив электродов размещают вокруг поверхности баллона. Баллон раздувают внутри полости тела и затем электроды приводят в контакт с тканью, по отношению к которой требуется выполнить электропорацию. Для выполнения электропорации ткани в малых полостях внутри тела, например в левом предсердии сердца, можно использовать баллоны малого размера, например с диаметром менее 15 мм.
Процедуру IRE можно проводить либо в биполярном режиме, в котором токи электропорации протекают от одного электропорационного электрода к другому на том же катетере, или в униполярном режиме, в котором токи электропорации протекают между электропорационными электродами на катетере и внешним электродом, называемым «возвратной пластиной». Возвратную пластину обычно закрепляют на поверхности тела пациента, например на коже торса пациента, и соединяют ее с возвратной электрической линией генератора IRE-импульсов.
Электроды, размещаемые на баллонах небольшого диаметра, как и в случае других типов используемых в процедурах IRE электродных узлов, обычно имеют небольшие размеры для точного направления энергии абляции к целевому месту. Как правило, генератор электрических сигналов, который обеспечивает подачу IRE-импульсов к электродам (также в настоящем документе называется «генератором IRE-импульсов»), обеспечивает индивидуальную активацию каждого из электродов через соответствующий канал генератора. Из-за своих небольших размеров каждый электрод касается и обеспечивает абляцию лишь небольшого участка ткани.
В некоторых случаях может оказаться желательным выполнить IRE для участка ткани большей площади, чем может покрыть один небольшой электрод. Для этой цели можно электрически сгруппировать вместе два или более смежных электрода путем электрического замыкания их друг с другом, тем самым можно создать участок эффективной электропорации большей площади. Однако аппаратная реализация такого подхода требует дополнительных высоковольтных переключателей между индивидуальными выходными каналами генератора IRE-импульсов. Такие дополнительные переключатели являются дорогими и требуют выделенных линий управления, и они ограничены в гибкости, которую они могут обеспечить при объединении электродов в различные группы.
Описанные в настоящем документе варианты осуществления настоящего изобретения решают эту проблему путем предоставления возможности «виртуального замыкания» групп из двух или более электродов в системе IRE. Электроды «виртуально замыкаются» в том смысле, что все электроды в группе осуществляют подачу сигнала одной и той же формы с одной и той же амплитудой и фазой напряжения одновременно к находящейся в контакте с ними ткани. Таким образом, ток IRE протекает через участок ткани большей площади, определяемой местом контакта всех электродов в группе.
Однако подобный тип виртуального замыкания нельзя надежно реализовать просто настройкой генератора IRE-импульсов на подачу одного и того же сигнала на все электроды в группе. Например, локальные различия в импедансах ткани, а также различия в контактных импедансах между электродами в группе и находящейся в контакте с ними ткани могут приводить к различиям в амплитудах и фазах IRE-сигналов, которые в конечном итоге обеспечивают в ткани различными электродами. Такая неоднородность сигналов может вызвать протекание токов IRE по неожиданным путям через ткань и привести к неудовлетворительным эффектам абляции.
Описанные в настоящем документе варианты осуществления настоящего изобретения решают эту проблему путем измерения изменяющихся во времени разностей напряжений между электродами в группе. На основании результатов этих измерений генератор IRE-импульсов регулирует подаваемые на электроды группы бифазные электрические импульсы таким образом, чтобы разности напряжений не превышали заранее заданного порогового значения в любой момент во время подачи бифазных электрических импульсов.
В описанных вариантах осуществления в ходе процедуры униполярной IRE генератор IRE-импульсов обеспечивает одновременную подачу бифазных IRE-импульсов на выбранную группу электродов на зонде с энергией, достаточной для проведения электропорации ткани, находящейся в контакте с электродами. Контроллер измеряет изменяющиеся во времени разности напряжений между электродами в группе и подстраивает амплитуды и фазы IRE-импульсов таким образом, чтобы разности напряжений не превышали заранее заданного порогового значения в любой момент во время подачи IRE-импульсов. Такой подход обеспечивает подачу IRE-импульсов группой электродов так, как если бы группа представляла собой один электрод большой площади.
В процедуре биполярной IRE IRE-импульсы должны протекать через ткань от одной группы электродов к другой группе электродов. Для этого контроллер регулирует относительные амплитуды и фазы между подаваемыми на две группы электродов IRE-импульсами таким образом, чтобы получить серию IRE-импульсов между двумя группами электродов для проведения биполярной электропорации ткани, находящейся в контакте с электродами. Дополнительно и аналогично униполярной IRE контроллер регулирует амплитуды и фазы IRE-импульсов в каждой группе таким образом, чтобы разности напряжений между электродами в группе не превышали заранее заданного порогового значения в любой момент во время подачи IRE-импульсов.
Описание системы
На Фиг. 1 представлено схематическое графическое изображение медицинского устройства 20 в процессе проведения процедуры IRE в соответствии с примером осуществления настоящего изобретения. Врач 22 выполняет процедуру IRE на пациенте 24 с применением электропорационного катетера 26, причем более подробное описание катетера представлено далее в настоящем документе. Представленный на фигурах вариант осуществления относится к примеру проведения процедуры IRE в камере сердца 27 с использованием баллона 32. В альтернативных вариантах осуществления процедура IRE может проводиться с использованием катетеров других типов с множеством электродов, и ее можно проводить не только на сердце 27, но также и в других органах и тканях, как станет понятно специалистам в данной области после изучения настоящего описания.
Как показано на вставке 36, электропорационный катетер 26 содержит ствол 28 и дистальный узел 30, причем ствол выполняет функцию вводимой трубки, используемой для введения дистального узла в полость тела пациента 24, в данном случае в камеру сердца 27. Дистальный узел 30 содержит баллон 32 с множеством электропорационных электродов 34. На вставке 38 также показаны дистальный узел 30 и часть ствола 28. В альтернативных вариантах осуществления дистальный узел 30 может содержать структуры, отличные от баллона.
Медицинское устройство 20 дополнительно содержит контроллер 42 и генератор электрических сигналов, выполненный с возможностью функционирования в качестве генератора 44 IRE-импульсов, как правило, с размещением в пульте 46 управления; каждый из контроллера и генератора сигналов может содержать один или несколько схемных компонентов. Более подробное описание генератора сигналов такого типа приведено в заявке на патент США № 16/701,989, поданной 3 декабря 2019 г., и в заявке на патент США № 17/092,662, поданной 9 ноября 2020 г., причем описания этих заявок включены в настоящий документ путем ссылки. Катетер 26 подключен к пульту 46 управления посредством электрического интерфейса 48, такого как порт или гнездо, через который IRE-импульсы передаются от генератора 44 IRE-импульсов к дистальному узлу 30. Пульт 40 управления содержит устройства 49 ввода, такие как клавиатура и мышь, а также экран 58 дисплея.
Контроллер 42 получает от врача 22 (или от другого оператора) параметры 51 настройки процедуры до и/или во время проведения процедуры электропорации. Например, с помощью одного или более приемлемых устройств ввода, таких как клавиатура, мышь или сенсорный экран (не показано на фигуре), врач 22 задает соответствующие электрические и временные параметры импульсов для подачи на выбранные электроды 34. Контроллер 42 передает приемлемые сигналы управления на генератор 44 IRE-импульсов для выполнения IRE.
Контроллер 42 может быть дополнительно выполнен с возможностью отслеживания соответствующих положений электродов 34 в ходе процедуры IRE с использованием любой приемлемой процедуры отслеживания. Например, дистальный узел 30 может содержать один или более электромагнитных датчиков положения (не показано на фигуре), которые в присутствии внешнего магнитного поля, создаваемого одним или более генераторами 50 магнитного поля, выдают сигналы, которые изменяются с положением датчиков. На основе этих сигналов контроллер 42 может определить положения электродов 34. Генераторы 50 магнитного поля подключены к пульту 46 управления посредством кабелей 52 и интерфейса 54. Альтернативно для каждого электрода 34 контроллер 42 может определять соответствующие импедансы между электродом и множеством внешних электродов 56, которые подключены к пациенту 24 в множестве различных мест и соединены с пультом 46 управления посредством кабеля 39. Контроллер 42 вычисляет соотношения между этими импедансами, при этом такие соотношения указывают местоположение каждого электрода 34. В качестве еще одной альтернативы контроллер может одновременно использовать как электромагнитное отслеживание, так и отслеживание на основе измерения импедансов, как описано, например, в патенте США 8,456,182, описание которого включено в настоящий документ путем ссылки.
В некоторых вариантах осуществления контроллер 42 выводит на экран 58 дисплея соответствующее изображение 60 анатомии пациента, аннотированное, например, для указания текущего положения и ориентации дистального узла 30.
Контроллер 42 и генератор 44 электрических IRE-импульсов, как правило, может содержать как аналоговые, так и цифровые элементы. Таким образом, контроллер 42 содержит аналоговый входной блок с множеством входов с соответствующими аналого-цифровыми преобразователями (АЦП) для контроля IRE-импульсов, подаваемым генератором 44 IRE-импульсов на каждый из электродов 34. Контроллер 42 дополнительно содержит множество цифровых выходных цепей для подачи команд в генератор 44 IRE-импульсов для регулирования IRE-импульсов, как более подробно показано на приведенных далее Фиг. 4-6.
Генератор 44 электрических IREимпульсов, как правило, содержит аналоговые цепи для генерации и усиления IRE-импульсов для электропорации, а также цифровые выходные цепи для получения цифровых сигналов управления от контроллера 42.
Альтернативно сигналы управления можно передавать от контроллера 42 в генератор 44 электрических IRE-импульсов в аналоговом виде, при условии, что контроллер и генератор IRE-импульсов предоставляют соответствующие возможности.
Обычно описываемый в настоящем документе набор функций контроллера 42 по меньшей мере частично реализуется программным образом. Например, контроллер 42 может содержать программируемое цифровое вычислительное устройство, содержащее по меньшей мере центральный процессор (ЦП) и оперативное запоминающее устройство (ОЗУ). Программный код, включающий программное обеспечение и/или данные, загружают в ОЗУ для выполнения и обработки ЦП. Программный код и/или данные могут быть загружены в контроллер в электронной форме, например, по сети. Альтернативно или дополнительно программный код и/или данные могут быть предоставлены и/или сохранены на энергонезависимом материальном носителе, таком как магнитная, оптическая или электронная память. Такие программные коды и/или данные при предоставлении контроллеру приводят к созданию вычислительной машины или специализированного компьютера, выполненного с возможностью выполнения задач, описанных в настоящем документе.
В начале процедуры IRE врач 22 вводит катетер 26 через оболочку 62 с баллоном 32 в сжатой конфигурации, и только после выхода катетера из оболочки баллон раздувают до его рабочей формы с помощью жидкости, которая поступает в баллон через трубку ствол 28. Такая рабочая форма показана на вставках 36 и 38. Удерживая баллон 32 в сжатой конфигурации, оболочка 62 также сводит к минимуму травмирование сосудов на пути баллона к целевому местоположению. Врач 22 направляет катетер 26 в целевое положение в сердце 27 пациента 24 путем манипулирования катетером с помощью манипулятора 64 возле проксимального конца катетера и/или отклонения от оболочки 62. Врач 22 приводит дистальный узел 30 в контакт с тканью, такой как миокардиальная или эпикардиальная ткань сердца 27. Затем под управлением врача 22 и контроллера 42 генератор 44 IRE-импульсов вырабатывает IRE-импульсы, которые передаются через катетер 26 по различным соответствующим каналам к электропорационным электродам 34.
В униполярном режиме IRE токи электропорации протекают от одного или более электропорационных электродов 34 к внешнему электроду, или «возвратной пластине» 66, которая подключается снаружи пациента 24, обычно на коже торса пациента, к генератору 44 IRE-импульсов. Для выполнения электропорации ткани в малых полостях внутри тела, например в левом предсердии сердца 27, часто используют катетеры 26 с баллоном 32 диаметром менее 15 мм. Из-за небольших размеров электропорационных электродов 34 для таких баллонов небольшого диаметра активация только одного из электродов IRE-импульсами может привести к обеспечению электропорации только на слишком маленьком участке. Замыкание нескольких электродов 34 вместе в одну группу позволяет создать эффективно большую площадь участка электропорации. Хотя этого можно достичь добавлением между индивидуальными выходными каналами генератора 44 IRE-импульсов замыкающих переключателей, такое добавление является дорогостоящим. В описанном варианте осуществления по меньшей мере два электрода 34 объединяются в одну группу и эффективно замыкаются путем регулирования амплитуд и фаз IRE-импульсов на каждом из этих электродов до одинаковых величин. Для этого контроллер 42 отслеживает амплитуды и фазы IRE-импульсов на каждом из электродов 34 в группе и направляет сигналы управления в генератор 44 IRE-импульсов, чтобы сделать эти амплитуды и фазы равными.
В биполярном режиме IRE токи электропорации протекают между двумя электродами или группами электродов 34, что требует подачи серии IRE-импульсов между электродами. В описанном варианте осуществления контроллер 42 отслеживает - как и в описанном выше варианте осуществления униполярной IRE - амплитуды и фазы IREимпульсов на каждом из электродов 34, но в данном случае регулирует их таким образом, чтобы сгенерировать необходимую серию IRE-импульсов между двумя электродами или двумя группами электродов. Дополнительно контроллер 42, аналогично униполярной IRE, выравнивает амплитуды и фазы IRE-импульсов внутри каждой группы.
Более подробная информация о генераторе 44 IRE-импульсов и контроллере 42 представлена ниже на Фиг. 4-6.
Несмотря на конкретный тип процедуры электропорации, показанной на Фиг. 1, следует отметить, что описанные в настоящем документе варианты осуществления можно применять в рамках любого приемлемого типа процедуры многоканальной IRE.
На Фиг. 2 представлено схематическое изображение бифазного IRE-импульса 100 в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.
ИНТЕРВАЛА
Кривая 102 изображает напряжение V бифазного IREимпульса 100 в зависимости от времени t в процедуре IRE. Бифазный IRE-импульс содержит положительный импульс 104 и отрицательный импульс 106, причем термины «положительный» и «отрицательный» относятся к произвольно выбранной полярности двух электродов, между которыми подают бифазный импульс. При униполярной IRE бифазный импульс можно подавать либо между одним электродом 34 и возвратной пластиной 66, либо между группой электродов 34 и возвратной пластиной 66. Для биполярной IRE биполярный импульс можно подавать либо между двумя электродами 34, либо между двумя группами электродов 34. Амплитуда положительного импульса 104 обозначена как V+, а временная ширина импульса обозначена как t+. Аналогичным образом амплитуда отрицательного импульса 106 обозначена как V-, а временная ширина импульса обозначена как t-. Временная ширина между положительным импульсом 104 и отрицательным импульсом 106 обозначена как t. Типичные значения параметров бифазного импульса 100 приведены ниже в таблице 1.
На Фиг. 3 представлено схематическое изображение пакета 200 бифазных импульсов в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.
T
P
T
PP
T
IRE-сигналы в ходе процедуры IRE подают на электроды 34 в виде одного или более пакетов 200, показанных кривой 202. Пакет 200 содержит N серий 204 импульсов, причем каждая серия содержит N бифазных импульсов 100. Длительность серии 204 импульсов обозначена как t. Период бифазных импульсов 100 в составе серии 204 импульсов обозначен как t, а интервал между последовательными сериями, в течение которого передача сигналов отсутствует, обозначен как Δ. Типовые значения параметров пакета 200 приведены ниже в таблице 1.
Таблица 1. Типовые значения параметров IRE-сигналов
Параметр
Символ
Типовые значения
Значения амплитуды импульса
V+, V-
500-2000 В
Значения ширины импульса
t+, t-
0,5-5 мкс
Разнесение между положительным и отрицательным импульсами
t<sub>ИНТЕРВАЛА</sub>
0,1-5 мкс(1-10 мс, если между положительным и отрицательным импульсами передают необязательный РЧ-сигнал)
Период бифазных импульсов в серии импульсов
t<sub>PP</sub>
1-20 мкс
Длительность серии импульсов
t<sub>T</sub>
1-100 мкс
Количество бифазных импульсов в серии импульсов
N<sub>P</sub>
1-100
Разнесение между последовательными сериями импульсов
Δ<sub>T</sub>
0,3-1000 мс
Количество серий импульсов в пакете
N<sub>T</sub>
1-100
Длина пакета
0-500 мс
Энергия на канал
≤ 60 Дж
Общее время доставки IRE-сигнала
≤ 10 с
На Фиг. 4 представлена блок-схема, на которой схематически изображено более подробное устройство системы 20 (Фиг. 1), включая соединения между генератором 44 IRE-импульсов, контроллером 42, электродами 34 и возвратной пластиной 66, в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.
Генератор 44 IRE-импульсов, выделенный пунктирной рамкой 404, содержит узел 406 генерации импульсов и узел 408 маршрутизации импульсов и метрологии, причем узел маршрутизации импульсов и метрологии более подробно показан ниже на Фиг. 5-6.
Контроллер 42 получает цифровые сигналы 412 напряжения и тока от узла 408 маршрутизации импульсов и метрологии и передает в узел 406 генерации импульсов цифровые сигналы 418 управления на основе параметров 51 настройки для того, чтобы генератор 44 IRE-импульсов вырабатывал IRE-импульсы, такие как показанные выше на Фиг. 2-3. Эти IRE-импульсы передают на узел 408 маршрутизации импульсов и метрологии в виде аналоговых импульсных сигналов 420. Узел 408 маршрутизации импульсов и метрологии подключен к электродам 34 посредством выходных каналов 422, а также к возвратной пластине 66 посредством соединения 424. На Фиг. 4 показаны десять выходных каналов 422, обозначенных CH1-CH10. В нижеследующем описании наименование конкретного электрода 34 соответствует наименованию конкретного подключенного к нему канала; например, электрод CH5 представляет собой электрод, который подключен к каналу CH5 из каналов 422. Хотя на Фиг. 4 показаны десять каналов 422, генератор 44 IRE-импульсов может альтернативно содержать другое количество каналов, например 8, 16 или 20 каналов или любое другое приемлемое количество каналов.
На Фиг. 5 представлена принципиальная электрическая схема узла 408 маршрутизации импульсов и метрологии, показанного на Фиг. 4, в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения. Для ясности цепи, задействованные в измерении токов и напряжений, опущены. Эти цепи будут подробно описаны далее со ссылкой на Фиг. 6. Выходные каналы 422 и соединение 424 показаны на Фиг. 5 с использованием тех же обозначений, что и на Фиг. 4.
Узел 408 маршрутизации импульсов и метрологии содержит модули 502, по одному модулю на каждый выходной канал 422. Пара 504 смежных модулей 502, выполненная для биполярной IRE, подробно описана ниже со ссылкой на Фиг. 6. Альтернативно в качество обратной цепи для униполярной IRE можно использовать линию 506 BP, подключенную к возвратной пластине 66. Входные импульсы поступают в модули 502 через соответствующие вторичные обмотки трансформатора 508, 510, которые раскачиваются первичными катушками в узле 406 генерации импульсов.
i
i
i
i
i
i
i
i
i
i
i
i
Каждый модуль 502 содержит переключатели и реле, обозначенные как FO, SO, N и BP для i-го модуля. Все переключатели FO представляют собой быстрые переключатели, управляемые программируемыми пользователем интегральными схемами (FPGA, не показаны на фигуре) для переключения IRE-абляции между каналами, тогда как переключатели SO, N и BP представляют собой более медленные реле, используемые для настройки узла 408 маршрутизации импульсов и метрологии в соответствии с заданным режимом IRE-абляции. Типовое время переключения для быстрых переключателей FO составляет менее 0,3 мкс, тогда как время переключения медленных реле SO, N и BP составляет только 3 мс.
На Фиг. 6 представлена принципиальная электрическая схема двух смежных модулей 601 и 602 в узле 408 маршрутизации импульсов и метрологии, настроенном для проведения процедуры IRE в биполярном режиме, в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения. Применение модуля 601 для униполярного режима будет описано ниже.
Модули 601 и 602 составляют пару 504 (изображенную на Фиг. 5), которая обведена штрихпунктирной рамкой с таким же обозначением (504). Модули 601 и 602 получают питание от цепей 603 и 604 генерации импульсов соответственно, которые составляют, как показано на Фиг. 4, части узла 406 генерации импульсов. Модули 601 и 602 в свою очередь питают каналы CH1 и CH2 соответственно, аналогично модулям 502 пары 504, как показано на Фиг. 5. На Фиг. 6 представлены два модуля 601 и 602, чтобы показать соединение 605 между модулями. Поскольку эти два модуля идентичны (и идентичны дополнительным модулям, входящим в состав узла 408 маршрутизации импульсов и метрологии), ниже подробно описан только модуль 601.
1
1
1
1
Узел 406 генерации импульсов содержит одну цепь генерации импульсов, аналогичную цепям 603 и 604, для каждого канала генератора 44 IRE-импульсов. Цепь 603 генерации импульсов соединена с модулем 601 посредством трансформатора 606. Быстрые переключатели FO и медленные реле SO, N и BP обозначены аналогично тем же компонентам, показанным на Фиг. 5.
1
1
Напряжение V и ток I, подводимые к каналу CH1, показаны на Фиг. 6 как напряжение между каналами CH1 и CH2 и ток, протекающий к CH1 и возвращающийся от CH2.
1
1
1
1
2
3
1
2
1
3
2
3
1
1
1
1
V и I измеряют с помощью метрологического модуля 612, содержащего операционный усилитель 614 для измерения напряжения и дифференциальный усилитель 616 для измерения тока с помощью токочувствительного резистора 618. Напряжение V измеряют на делителе 620 напряжения, содержащем резисторы R, R и R, а также аналоговый мультиплексор 622. Аналоговый мультиплексор 622 соединен с резистором R или R, так что коэффициент деления напряжения делителя 620 напряжения равен либо R/R, либо R/R. Метрологический модуль 612 дополнительно содержит аналого-цифровой преобразователь (АЦП) 624 для преобразования измеренного аналогового напряжения V и тока I в цифровые сигналы DV и DI. Эти цифровые сигналы передают через цифровое устройство 626 развязки на контроллер 42 как сигналы 412 (Фиг. 4). Контроллер 42 использует полученные цифровые сигналы 412 для обеспечения сигналов 418 управления, посылаемых в узел 406 генерации импульсов для регулирования амплитуд и фаз IRE-импульсов, подаваемых в каналы CH1 и CH2.
1
2
3
4
5
6
1
2
3
Для целей «виртуального замыкания» контроллер 42 получает сигналы 412 из соответствующих модулей 502. В качестве примера биполярной IRE с «виртуально замкнутыми электродами» электроды CH1, CH2 и CH3 (подключенные к каналам CH1, CH2 и CH3) выбирают в качестве одного расширенного электрода, а электроды CH4, CH5 и CH6 выбирают в качестве другого расширенного электрода. Сигналы от электродов CH1, CH2 и CH3 после прохождения через ткани пациента 24 подводят к каналам CH4, CH5 и CH6 с использованием реле, показанных на Фиг. 5. Контроллер 42 получает от каналов CH1, CH2 и CH3 сигналы 412, отражающие соответствующие измеренные напряжения и токи, и вырабатывает соответствующие сигналы 418 управления таким образом, чтобы каждый из V, V и V имел одинаковые амплитуду и фазу (т. е. они были виртуально замкнуты). Аналогичным образом контроллер 42 получает сигналы 412 из каналов CH4, CH5 и CH6 и вырабатывает соответствующие сигналы 418 управления таким образом, чтобы каждый и V, V и V имел одинаковые амплитуду и фазу, но отличался по амплитуде и фазе от V, V и V, так что между двумя группами каналов (и соответственно между двумя группами подключенных к этим каналам электродов 34) протекает требуемая серия IRE-импульсов.
1
2
3
1
2
3
В качестве примера униполярной IRE с «виртуально замкнутыми электродами» электроды CH1, CH2 и CH3 выбирают в качестве одного расширенного электрода, а возвратная пластина 66 выполняет функцию обратного электрода для сигналов IRE-абляции, исходящих от электродов CH1, CH2 и CH3. Возвратная пластина 66 подключена через соединение 424 к соответствующим модулям 502 каналов CH1, CH2 и CH3 через реле BP, BP и BP. Аналогично описанной выше биполярной IRE контроллер 42 получает сигналы 412 из каналов CH1, CH2 и CH3 и вырабатывает соответствующие сигналы 413 управления таким образом, чтобы каждый из V, V и V имел одинаковые амплитуду и фазу с виртуальным замыканием таким образом подключенных к этим каналам электродов 34.
Цифровое устройство 626 развязки защищает пациента 24 (Фиг. 1) от нежелательного воздействия электрических напряжений и токов.
1
1
1
1
Контроллер 42 приводит в действие переключатели FO, реле SO, BP, N и 610, а также аналоговый мультиплексор 622. Для упрощения соответствующие линии управления не показаны на Фиг. 6.
Следует понимать, что описанные выше варианты осуществления приведены лишь в качестве примера и что настоящее изобретение не ограничено вариантами, показанными и описанными выше в настоящем документе. Напротив, объем настоящего изобретения включает как комбинации, так и подкомбинации различных элементов, описанных выше в настоящем документе, а также их варианты и модификации, которые могут быть предложены специалистами в данной области после прочтения приведенного выше описания и которые не были описаны на предшествующем уровне техники.