CN112969425A - 在组织能量递送期间识别并消除电弧和电弧诱发的等离子体的方法 - Google Patents

在组织能量递送期间识别并消除电弧和电弧诱发的等离子体的方法 Download PDF

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Abstract

用于监测和修改脉冲场消融(PFA)能量递送以防存在患者安全风险和/或递送装置故障的方法和系统。确切地说，一些实施例提供了在脉冲场消融能量的递送期间用于检测和防止电弧和电弧诱发的等离子体及其因果事件的方法和系统，以及用于识别导致潜在的递送装置故障并校正电荷不平衡或不对称的条件的方法和系统。

Description

在组织能量递送期间识别并消除电弧和电弧诱发的等离子体 的方法
技术领域
本技术涉及用于通过脉冲电场消融发生器和医疗装置检测并消除有利于血液和组织中电弧放电的条件的方法和系统。本公开还涉及用于识别导致潜在的递送装置故障的条件并校正电荷不平衡或不对称的方法和系统。
背景技术
心律失常会破坏正常的心律并降低心脏效率。这些心律失常可以使用脉冲场消融(PFA)或射频(RF)消融治疗进行治疗。消融治疗的递送涉及使用呈高压脉冲发生器形式的可靠、强大且精确控制的电能源。经由预期心脏部位的消融治疗递送装置来递送这些脉冲以执行可逆或不可逆的电穿孔。可逆电穿孔用于可逆地渗透细胞以催化接受基因或药物，而不可逆电穿孔用于产生永久性且致死性纳米孔，这些孔可以电隔离心肌的目标区域并防止心律失常，例如心房颤动。
PFA递送的总能量很低，但功率很大，但是通过其预期路径从设备(例如，诸如消融导管或手术消融钳之类的消融治疗递送装置)递送给患者的PFA能量在可靠、安全的传输方面存在局限性和设计挑战。消融治疗递送系统设计中最重要的问题之一是在递送有效量的能量与保持递送装置尽可能小之间取得平衡。例如，可能希望施加可通过施加心内膜PFA治疗的最大数量的递送装置电极可靠且安全地递送的最高电压，但是必须使递送装置的大小最小化以利于患者安全且医生易于使用。另外，可需要使电极表面区域和电极之间的间隙都最小化，以实现更高质量的心内电图记录，从而增加每个电极上的电流密度。因此，PFA治疗传输功效和最优性与可靠性、安全性和可操作性相折衷，其中后者的约束条件必须维持在患者风险的可接受水平。
功效/可靠性折衷的实例是导管电线直径的选择。必须对导体和绝缘体厚度两者进行最优选择，以可靠地传送高电流并在面临约束的情况下防止电压击穿。尽管加量的电线和/或每个电线的增大的直径增强了递送装置的电流和电压容量，但是此类增加还需要更大的管腔直径，这反过来又增加了电线管腔的摩擦和磨损。为了在使用加量的电线和/或增大的电线直径时将摩擦减小到可接受的水平，还增大了递送装置管腔的直径和/或用于定位递送装置的导引器装置的直径。然而，增大的直径增加了术后血管系统出血并发症的可能，必须将其最小化。
此外，尽管预期了递送装置的质量和寿命，但是始终存在特定递送装置在其预期使用寿命之前就故障的风险。因此，必须监控递送装置，以确保不会通过功能异常的装置递送过量的能量，递送过量能量不仅会进一步损坏装置，而且会伤害患者。此外，重要的是，在每次能量递送之前，如果递送装置不起作用或者如果存在装置故障的危险，则通知用户(例如医生)。
递送装置的直径在很大程度上由电气要求规定，因此由递送装置的细长主体或轴杆内的一个或多个管腔的大小规定。如上所述，为了确保患者安全，对递送装置的大小有严格要求。然而，此类约束可严格限制在递送装置的细长主体的一个或多个管腔内的电线的大小和数量。结果，能量递送路径容易退化并最终故障。例如，当PFA能量通过装置的递送电极递送时，电弧和电弧诱发的等离子体在递送电极中的一个或多个到达患者体内的其它金属物体(例如递送装置的导线、辅助诊断导管或植入支架)附近时产生。当电流流经通常不导电的介质时会产生电弧，结果可能会产生等离子体(例如可见光)。例如，电弧可通过血液在能量递送电极和组织之间产生。由于电弧事件会产生极高的电流(～80安培)，因此递送装置中的超细规格的电线可能会过热并发生故障。根据I.M.Onderdonk方程，在21.6安培/38规格(4密耳)导体下一系列120双相、5μs脉冲可致使铜线从20℃环境温度升高80℃，从而在递送装置内部产生100℃温度，这可快速损坏装置。虽然可以预期在常规的心脏消融手术中使用经过适当设计的装置可以提供标称性能，但是单个电弧事件可使导管出现缺陷，需要将导管取出并更换，这会延长手术时间并增加其成本。另外，可由诸如电极间距不足等原因引起的电流尖峰也可产生气泡、气压伤、热和其它不良副作用。因此，PFA系统可以检测出有利于电弧放电的条件，并且具有调整发生器参数和/或建议医生调整其定位和装置操纵以防此类情况发生的手段，所述PFA系统大大提高了患者的安全性并减少了PFA手术的复杂性、时间和成本。
但是，一些当前已知的监测和安全系统受到限制。包含内部阻抗测量装置的系统可以解决装置、互连电缆和发生器系统中的路径故障。实际上，低功率阻抗测量可用于确定能量递送路径的状况。但是，由于阻抗测量通常是在极低的射频(RF)能量水平下进行的，因此它们不用于识别电弧或等离子体，所述电弧或等离子体仅在施加能产生高电场的极高能量时才会产生。在装置外部血液中产生的电弧或等离子体可导致形成可能会引起脑血管缺血性损伤的热量、气压伤和/或气泡和栓塞物质。电弧还会产生冲击波和后续空洞，其中压力施加在血管系统上，造成永久性损坏。因此，至关重要的是，PFA系统必须在其早期形成中识别出电弧，以便立即终止供应条件，并将电弧事件归咎于无关紧要的热能和机械能。
高压电穿孔波形发生器(例如PFA发生器)将产生脉冲10，其形状和特性通常为例如图1中所展示。作为脉冲场消融的实际问题，在缩短上升时间τr和/或下降时间τf(即，波形分别从最终振幅的10％上升至90％或从90％下降至10％所花费的时间)之间折衷，以减少花费在细胞亚跨膜电位上的时间和短上升下降时间导致过冲和振铃的倾向。具有严重过冲和振铃的脉冲10的实例在图2中展示。
PFA发生器可以使用金属氧化物压敏电阻来限制或钳位波形的电压，直到其达到造成损坏的水平为止。但是，压敏电阻的局限性在于其最小和最大致动的阈值覆盖的范围很广，通常为其标称额定值的20％。因此，其致动阈值可以很低以至于装置开始钳位在治疗电压的预期水平并因此限制治疗的有效性，或者致动阈值很高以至于无论如何电弧都会产生。压敏电阻还会在波形发生器的源阻抗中增加相当大的电容，从而使治疗波形失真并增加负载电抗，进而导致过冲和振铃。然后，过冲和振铃会给电穿孔组织带来不良热量。最后，压敏电阻可仅在其产生之后钳位电压瞬变，且无法施加反馈以结束其形成中的电弧。
在某些情况下，波形脉冲所产生的振荡会产生电弧，其中上升和下降时间异常快。如图2中所展示，脉冲10左侧的下部水平线是期望的PFA治疗电位(电压)，但是振铃(更正式地称为振荡)超出治疗振幅约3倍。此量值的振荡很可能与电弧条件有关，所述电弧条件具有相称的组织加热、血液蛋白质变性(形成栓塞物质)以及可能损坏递送装置和发生器系统。
除了潜在的装置故障和与PFA系统相关联的大小约束之外，向肌肉组织递送PFA能量还会引起在组织中积累电荷时所产生的意想不到的肌肉刺激。可以通过使用短而平衡的双相波形脉冲12来减轻此意想不到的刺激，其中来自双相波形12的第一正相12A的任何电荷累积都会被相反极性的脉冲(即，双相波形12的负相12B)迅速消除。例如，如图23中所展示，积分电流14具有零电荷。然而，甚至相12A、12B之间的轻微不对称也可导致电荷的不完全抵消(例如，如图24中所展示)。
不对称性的一个潜在原因是PFA发生器的一个或多个电容器放电以向递送供电。PFA治疗可以在短时间内递送巨大量的功率(在几微秒长的脉冲中可能有几十千瓦)。能够连续提供这么多功率的电源将是过高的，因此在递送之前，将能量存储在电容器组中。在递送期间，电流从电容器组流出，而不是从电源自身流出。递送完成后，电源可以继续为电容器组充电。但是，随着电容器组中电荷耗尽，治疗电压和递送电流将降低。输出电流减小的夸大的非限制性实例在图25和图26中展示出。在图26中，每个后续脉冲12(或相位脉冲12A、12B)的峰值电压略小于之前脉冲的峰值电压，从而导致所递送的电荷的净不平衡。减少量取决于所递送的电流和电容器组的电容：较高的电流将更迅速地消耗存储在电容器组中的能量，而具有较高电容的电容器组将提供更大量的所存储的能量。除非得到缓解，否则这会导致在第一脉冲极性(正或负)的方向上累积的电荷不平衡。
另一潜在原因是极性之间上升和/或下降时间不匹配。示范性理想PFA脉冲将是具有极为急剧的上升和下降沿的完美矩形脉冲。但是，实际组件施加的限制产生非零的实际上升和下降时间。作为非限制性实例，考虑由具有晶体管20的n型金属氧化物半导体(nMOS)构成的H桥电路18，所述晶体管例如是金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)或绝缘栅双极晶体管(IGBT)，用以产生双相PFA脉冲(例如，晶体管20为Q1、Q2、Q3和Q4，如图27中所展示)。为了递送脉冲，将低压“正脉冲启用”信号从数字控制电路发送到栅极驱动器集成电路(IC)，所述栅极驱动器集成电路又连接到晶体管20的栅极。晶体管20的栅极处的电压控制其漏极与源极之间的电阻，这产生了治疗脉冲。但是，原始数字信号会受到栅极驱动器的轻微延迟，所述栅极驱动器具有有限的电流能力，这需要时间来为晶体管的寄生栅极电容充电，漏源电阻会减小所递送的总电流等。这些影响导致PFA发生器中功率浪费，并减少期望治疗电压下的停留时间。此外，这些影像可因组件而异。如果驱动一个极性的组件的切换速度比驱动另一极性的那些组件快，或者如果一个极性的晶体管20具有显著较低的饱和漏源电阻，则电荷将倾向于在所述极性中累积。例如，图28展示了在双相脉冲的每一半之间(即，在正相脉冲12A和负相脉冲12B之间)上升时间τr-正和τr-负不匹配的影响，其中负相花费更长的时间以达到标称电压并产生净正电荷。
发明内容
一些实施例有利地提供了用于监测和修改脉冲场消融(PFA)能量递送以防存在患者安全风险和/或递送装置故障的方法和系统。确切地说，一些实施例提供了在脉冲场消融能量的递送期间用于检测和防止电弧和电弧诱发的等离子体及其因果事件的方法和系统，以及用于识别导致潜在的递送装置故障并校正电荷不平衡或不对称的条件的方法和系统。
本文描述了一种方法，所述方法包含使用至少一个检测器，所述检测器在脉冲的早期形成中测量脉冲的上升下降时间。如果测得的上升下降时间太短，则可以将反馈提供给PFA发生器的输出级，以暂时禁用负责振荡的源能量，但接着增加PFA发生器的H桥电路的上升下降时间，使得电弧或引起电弧的条件被消除以用于后续递送脉冲。结果，电弧永远不会产生。
第二方法包含使用至少一个检测器，所述检测器使用精确的可编程阈值，如果达到和/或超出电压和/或振幅阈值，则抑制波形(参见图2)。当达到和/或超出阈值时，将从检测器(或检测器-比较器)发送脉冲，所述脉冲在几纳秒内被处理，并作为“终止”信号发送到PFA发生器的输出H桥电路。
第三方法包含在递送的波形上施加掩模，以确保治疗波形的时间和振幅特性符合规定的治疗波形的剂量处方。此符合的目的是在能进行电弧放电的后续脉冲之前检测异常脉冲。预测周期可以是一个脉冲、多个脉冲或由多个脉冲组成的几次递送，直到出现最终电弧或导管损坏。
第四方法包含施加使用一种或所有三种先前方法所获得的信息，并对PFA发生器的输出电路电子产品进行调整，减缓上升下降时间和/或降低递送电压，或者互锁和完全停止递送，以消除后续脉冲递送中的电弧。
第五方法包含施加使用前三种方法中的一种或所有方法所获得的信息，以及生成电子消息，所述消息向操作医生建议所推荐的行动方案，以补救由于导管的损坏或操作不当而可能存在的电弧条件。
在一个实施例中，一种修改脉冲场消融(PFA)能量递送的方法包括：从PFA发生器递送PFA脉冲；测量所述PFA脉冲的上升时间和下降时间；至少部分地基于所述上升时间和所述下降时间来计算所述脉冲PFA中的振荡极点的电压；以及修改所述上升时间和所述下降时间中的至少一个，以减小所述PFA脉冲中至少一个振荡极点的所述电压。
在实施例的一方面，PFA发生器进一步包含具有H桥电路的处理电路系统。
在实施例的一方面，修改上升时间和下降时间中的至少一个包含调整H桥电路中的输入电阻。
在实施例的一方面，修改上升时间和下降时间中的至少一个包含减少其中PFA脉冲在重载条件下达到PFA脉冲的最终振幅的90％的时间。
在实施例的一方面，上升时间和下降时间中的至少一个被修改为0.3μs与0.5μs之间的时间。
在实施例的一方面，所述方法进一步包括：测量PFA脉冲的脉冲宽度；至少部分地基于所述脉冲宽度来计算所述PFA脉冲中的振荡极点的电压；以及修改所述脉冲宽度以降低所述PFA脉冲中至少一个振荡极点的电压。
在实施例的一方面，所述方法进一步包括当振荡极点的经计算电压大于阈值电压时，停止从PFA发生器递送PFA脉冲。
在一个实施例中，一种修改脉冲场消融(PFA)能量递送的方法包括：从PFA发生器递送至少一个双相PFA脉冲，所述至少一个双相PFA脉冲中的每一个均包含具有正相和负相的双相对；以及计算所述双相对上的电流的积分值。
在实施例的一方面，所述方法进一步包括：测量PFA脉冲的脉冲宽度；以及当电流的积分具有非零值时，修改双相PFA脉冲的脉冲宽度。
在实施例的一方面，所述方法进一步包括：当电流的积分具有非零值时，在双相PFA脉冲中递送矮脉冲并且修改所述双相PFA脉冲的脉冲宽度。
在实施例的一方面，矮脉冲的振幅小于双相对的正相的振幅。
在实施例的一方面，矮脉冲的振幅小于双相对的负相的振幅。
在实施例的一方面，在双相对的负相之后递送矮脉冲。
在一个实施例中，一种用于递送脉冲场消融(PFA)能量的系统包括：递送装置，其包含至少一个能量递送电极；以及控制单元，其与所述递送装置电连通，所述控制单元包含PFA发生器。在此实施例中，PFA发生器具有：H桥电路，所述H桥电路被配置成将PFA能量递送到所述递送装置，所述PFA能量包含多个脉冲；检测器，所述检测器与所述H桥电路电连通并且被配置成：测量所述多个脉冲中的每一个的上升下降时间；测量所述多个脉冲中的每一个的脉冲宽度；确定在所述多个脉冲中的至少一个中出现的至少一个极点的电压；将所述至少一个极点的所确定的电压与阈值电压进行比较；并且进行以下各项中的至少一个：当所述检测器确定所述所确定的电压大于所述阈值电压时，通过调整由所述H桥电路产生的所述PFA能量的电压来调整所述多个脉冲中的至少一个的所述上升下降时间和所述脉冲宽度中的至少一个；以及提示使用降低所述PFA发生器的输出电平。
在实施例的一方面，检测器是振幅检测器，所述振幅检测器被配置成确定时域中的多个脉冲中的每一个的振幅。
在实施例的一方面，PFA发生器进一步具有与振幅检测器电连通的计数器电路。
在实施例的一方面，振幅检测器被配置成通过计时器电路启动时间计数，由所述时间计数至少部分地确定上升下降时间。
在实施例的一方面，PFA发生器进一步具有频谱检测器，所述频谱检测器被配置成确定在频谱域中的多个脉冲中的至少一个中出现的至少一个极点的电压。
在实施例的一方面，控制单元进一步被配置成确定在递送装置中存在故障状况，对故障状况存在的所述确定至少部分地基于多个脉冲中的至少一个的所确定的振幅。
在实施例的一方面，控制单元进一步被配置成：确定由PFA发生器递送的累积电荷量；并且当确定的累积电荷量具有非零值时，进行以下各项中的至少一个：调整多个脉冲中的至少一个的脉冲宽度，直到确定的累积电荷量具有零值为止；以及递送至少一个矮脉冲，直到确定的累积电荷量具有零值为止。
附图说明
当结合附图考虑时，通过参考以下详细描述将更容易理解本文中所描述的实施例的更完整理解以及其伴随优点和特征，在附图中：
图1是脉冲场消融(PFA)脉冲特性的图示；
图2是具有严重过冲(三倍振幅)和振铃的PFA脉冲的图形表示；
图3是用以消除振铃的增加的发生器输出系统上升时间的图形表示；
图4是示范性PFA系统；
图5展示了示范性半桥电路(H桥电路)以及由H桥系统生成的示范性双相脉冲对向示范性递送装置的传输；
图6是示范性振幅检测器；
图7是示范性计数器电路；
图8是示范性频谱分析仪；
图9是时域中两个梯形脉冲的图形比较；
图10是梯形脉冲频谱(即，频谱域中的梯形脉冲)的图形比较，第一脉冲频谱的上升下降时间为τ＝0.1μs，并且第二脉冲频谱的上升下降时间为τ＝0.5μs；
图11是展示梯形脉冲频谱中示范性量值响应的图；
图12是含有2.18MHz极点的梯形脉冲频谱的图形比较，第一脉冲频谱的上升下降时间为τ＝0.1μs，并且第二脉冲频谱的上升下降时间为τ＝0.5μs；
图13是时域中的两个梯形脉冲的图形比较，所述梯形脉冲具有相同的上升下降时间τ和不同的脉冲宽度T；
图14是梯形脉冲频谱(即，频谱域中的梯形脉冲)的图形比较，第一脉冲频谱具有T＝3μs的脉冲宽度以及τ＝0.1μs的上升下降时间，并且第二脉冲频谱具有T＝4μs的脉冲宽度以及τ＝0.1μs的上升下降时间；
图15是图14的脉冲频谱的图形比较，但极点位于s1+/-＝-2πe6(0.025+/-0.755j)拉德/秒；
图16是可用于调整上升下降时间的PFA系统的示范性电路的图；
图17是梯形脉冲频谱(即，频谱域中的梯形脉冲)与所施加的频谱掩模的图形比较；
图18是用于执行PFA波形伪影频谱检测和校正环路的示范性闭环方法；
图19是展示过多能量递送的示范性显示；
图20是展示具有过冲的脉冲的示范性显示；
图21是具有过冲的不平衡双相波形；
图22是展示低电流振幅和过多能量的示范性显示；
图23是示范性理想双相RFA脉冲对的图形表示，其中两个相位在瞬时上升和下降时间具有相同且相反的振幅；
图24是示范性不对称双相脉冲的图形表示，其在每个脉冲对之后产生电荷递送的净增加；
图25是电容器组中存储的能量耗尽时输出电流减小的图形表示；
图26是具有负相和正相的双相脉冲的图形表示，展示了向PFA脉冲递送提供功率的电容器组放电的夸大的非限制性实例；
图27是用于递送PFA能量的示范性半桥电路(H桥)的图；
图28是示范性双相脉冲的图形表示，其中在双相脉冲的每一半之间的上升时间不匹配，导致净电荷不平衡；
图29是示范性双相脉冲的图形表示，其具有调整的负相脉冲宽度以校正图24所展示的净电荷不平衡；
图30是图22的双相脉冲的图形表示，其中在负相之后具有额外矮脉冲，导致净电荷为零；
图31是用于递送矮脉冲的具有较低电压电源的H桥的图；
图32是施加到图31的H桥的每个晶体管的栅极电压的图形表示；以及
图33是用于在闭环控制系统中提供反馈的示范性电路的图。
具体实施方式
在详细描述示范性实施例之前，应注意，实施例主要在于与递送脉冲场消融能量有关的器件组件和处理步骤的组合。因此，已在适当时由图式中的常规符号来表示系统和方法组件，仅展示与理解本公开的实施例有关的那些特定细节，以免使本公开与对于受益于本文描述的所属领域普通技术人员将显而易见的细节混淆。
如本文所使用，例如“第一”和“第二”、“顶部”和“底部”等关系术语可以仅用于将一个实体或元件与另一实体或元件区分开，而不必要求或暗示此类实体或元件之间的任何物理或逻辑关系或次序。本文所使用的术语仅出于描述特定实施例的目的，并且不旨在限制本文所描述的概念。如本文所使用的，单数形式“一”、“一个”和“所述”也旨在包含复数形式，除非上下文另外明确指出。将进一步理解的是，当在本文中使用时，术语“包括”、“包含”、“包括有”和/或“包含有”指定存在所述特征、整数、步骤、操作、元件和/或组件，但是不排除存在或添加一个或多个其它特征、整数、步骤、操作、元件、组件和/或其组合。
除非另有定义，否则本文中使用的所有术语(包含技术和科学术语)具有与本公开所属领域普通技术人员通常所理解的相同含义。将进一步理解的是，除非在此明确地定义，否则本文中使用的术语应被解释为具有与其在本说明书和相关技术的上下文中的含义一致的含义，并且将不以理想化或过度正式的意义来解释。
在本文所述的实施例中，接合术语“与……通信”等可以用于指示电气或数据通信，例如，所述电气或数据通信可以通过物理接触、感应、电磁辐射、无线电信号、红外信号或光信号来实现。所属领域普通技术人员将理解，多个组件可以交互操作，并且实现电气和数据通信的修改和变化是可能的。
例如脉冲场消融(PFA)发生器22之类的低阶电脉冲发生器的阶跃响应的特征在于其10％至90％的上升下降时间。如图1中所展示，上升时间tr在振幅的10％与90％之间延伸，并且下降时间tf在振幅的90％与10％之间延伸。上升时间和下降时间在本文中统称为“上升下降时间”(τ或τr/τf)，除非一个不同于另一者或以不同于另一者的方式调整。在系统遵循第一阶电阻电容或高斯系统的条件下，输出应平稳地稳定到具有最小过冲(通常小于20％)且无振铃的稳态值。标称PFA双相波形12的实例在图1中展示出。
然而，随着脉冲12的上升下降时间τ减小，脉冲12的带宽增加，并且揭示了额外带内极点24存储能量而非消散能量(例如，如图12和图15中所展示，在图12中脉冲以附图标记66表示，在图15中脉冲以附图标记68表示)。接着释放所存储的能量，并将其叠加在预期的脉冲上，从而产生高且可能造成损坏的过冲和振铃(例如，如图2中所展示)。然而，本文所公开的方法包含特意将PFA波形上升和/或下降时间τr和τf调整为尽可能短，以最小化呈热量形式施加的能量，同时避免产生波形过冲和振铃的上升下降时间。例如，过度振铃(例如振幅的四倍)和过冲可由过快的上升下降时间引起，并且可导致损坏递送装置、波形或脉冲发生器(在本文也可以称为PFA发生器)，以及递送装置和PFA系统的电气和机械组件，并且可潜在地导致凝结剂、气泡和烧焦物的形成，这可能对患者造成栓塞风险。来自与图2中相同的PFA发生器的脉冲12展示在图3中，除了其中脉冲上升时间τr(从图2中少于100ns)被延长至约500ns，以消除振铃。
现在参考图4，展示了示范性PFA系统26。PFA系统26可以用于治疗心内膜表面，但是应理解，PFA系统26可以用于治疗其它区域，包含心外膜组织、食道组织、皮肤组织、肿瘤或通过施加PFA能量进行治疗的任何其它组织。在一个实施例中，PFA系统26通常包含递送装置28和控制单元30。
递送装置28可以具有任何合适的大小、形状或配置，但是包含用于递送电流的至少一个能量递送电极32，并且可以进一步包含一个或多个电极，例如标测电极和/或用于测量诸如阻抗(未示出)之类的特性的电极。在图4中所展示的非限制性实例中，递送装置28包含具有远侧部分36和近侧部分38的细长主体34、在细长主体内的一个或多个管腔(未示出)，以及联接至细长主体34的远侧部分36且承载多个能量递送电极32的柔性可扩展远侧阵列40。多个能量递送电极32与控制单元30电连通。递送装置28包含具有一个或多个致动器的手柄42，所述致动器例如用于与递送装置28内的用于将远侧阵列40操纵到患者体内的目标治疗位置的一个或多个操纵元件电连通和/或机械连通。递送装置28还可以包含一个或多个传感器44(例如，与每个能量递送电极相关联，在细长主体34的一个或多个管腔内，和/或在递送装置28和/或控制单元30中的其它位置处)，例如温度传感器、压力传感器、压电元件、应变计和/或光纤布拉格传感器。
术语“控制单元”可用于通常指不是递送装置28的部分的任何系统组件。可以将控制单元30描述为包含物理上位于控制单元30内或与所述控制单元集成或与控制单元30进行通信的组件。在一个实施例中，控制单元30包含脉冲或波形发生器(在本文中称为PFA发生器22)，所述脉冲或波形发生器与递送装置28的能量递送电极32电连通并且被配置成递送脉冲场电能量以供使用脉冲场消融(PFA)来治疗组织。在一些实施例中，PFA发生器22和控制单元30是相同的组件。PFA发生器22被配置成递送高频、非消融性脉冲，以引起目标组织细胞中可逆和/或不可逆电穿孔。例如，PFA发生器22可以被配置成以约20Hz至2000Hz的频率递送持续时间在约0.1微秒至100微秒范围内的消融性能量脉冲。在一个实施例中，PFA发生器22和/或控制单元30被配置成使得用户能够调制或调整脉冲12的一个或多个特性，例如上升下降时间τ和/或脉冲宽度T。任选地，PFA发生器22还可以被配置成递送消融性能量(诸如射频(RF)能量、激光能量、微波能量等)，或者控制单元30可以包含用于提供消融性能量的额外能量发生器。
在一个实施例中，控制单元30还包含用户接口，用户可以通过所述用户接口选择能量递送模式、监测能量递送参数、调整或停止能量递送、选择一个或多个用于递送能量的能量递送电极等。例如，用户接口可以包含脚踏开关、鼠标、操纵杆、具有一个或多个显示器的一个或多个计算机、按钮、旋钮、触摸板、触摸屏或其它通信和/或输入构件48。尽管PFA发生器22和/或控制单元30能够以完全自动化的方式进行操作，但是PFA发生器22和/或控制单元30可以被配置成允许用户承担对能量递送的控制，和/或选择、启动或以其它方式协助PFA系统26的半自动操作。另外，PFA系统26可以任选地包含一个或多个组件，例如导航系统、标测系统、成像系统、递送装置电极分配系统、遥控器等。
控制单元30和/或PFA发生器22可进一步包含处理电路系统50，所述处理电路系统被编程以接收、处理和/或传送从递送装置28和/或PFA系统26的其它组件处接收的数据。在一个实施例中，PFA发生器22包含电源52和包含H桥电路的处理电路系统50，例如图5中所展示的H桥电路18。在一个实施例中，H桥电路18生成正脉冲和负脉冲以产生双相波形19，然后将所述双相波形传输到递送装置28的能量递送电极32。接着能量递送电极32将双相波形(PFA能量)传输到目标组织。PFA发生器22和/或控制单元30还可以包含处理电路系统50，所述处理电路系统包含一个或多个检测器、计数器或其它电路，例如下面所讨论的那些。
PFA系统26还包含至少一个检测器，其可以与PFA发生器22集成或在所述PFA发生器外部。在一个实施例中，上升下降时间τ由至少一个检测器使用时域确定。在此实施例中，PFA系统26包含振幅检测器54，例如图6中所展示的振幅检测器54，其检测由PFA发生器22递送的脉冲12(例如梯形脉冲)的10％和90％的振幅，并且通过计数器电路58(例如，如图7中所展示)启动时间计数，所述时间计数确定脉冲12的上升和/或下降时间。振幅检测器54和计数器电路58一起还被配置成基于所确定的上升下降时间施加校正信号以改变H桥电路18的输入基极或栅极电阻。随着输入基极或栅极电阻增加，RC电路的栅极或基极时间常数将增加，并且脉冲的上升下降时间将类似地增加。如将展示，减缓上升下降时间的影像将极大地衰减或减少不期望的过冲和振铃。另外或替代地，振幅检测器54和计数器电路58被配置成施加校正信号以调整脉冲宽度T。
另外或替代地，极点24由至少一个频谱分析仪60(例如，图8中所展示的频谱分析仪60)使用频谱域来识别。在此实施例中，PFA系统26包含频谱检测器60，所述频谱检测器具有模数(A/D)转换器62，所述模数转换器对所递送的电流施加离散或快速傅里叶变换(FFT)64以识别脉冲频谱中的振荡极点和/或过高旁瓣24。例如，图9展示了时域中的两个梯形脉冲的比较，梯形脉冲具有不同的上升下降时间τ(0.1μs和0.5μs)，但是具有相同的脉冲宽度T(3μs)。图10展示了两个梯形脉冲频谱之间的比较(τ＝0.1μs，或快脉冲66A，以及τ＝0.5μs，或慢脉冲66B)，并且图10展示了图10的两个梯形脉冲频谱之间的比较。
在数学上，梯形脉冲可以表示为两个不相似宽度的方形脉冲的卷积：
Figure BDA0003051898150000121
U(f)＝T sinc(fτ)sinc(fT) (2)
其中A是脉冲振幅，τ是上升和下降时间，并且T是脉冲宽度。梯形脉冲频谱中方程(2)的波特曲线图量值响应在图11中展示出，其中振幅和频率两者均绘制在对数轴上。第一响应断点与梯形脉冲宽度成比例，并且出现在频率
Figure BDA0003051898150000122
或者持续3μs宽的脉冲：f＝106KHz。然后，响应以-20dB/十倍程下降直到频率
Figure BDA0003051898150000123
处的下一个断点(与梯形脉冲的上升/下降时间成比例)为止，或者持续0.25μs的上升/下降时间特性：f＝1.27MHz。在第二断点之后，响应以-40dB/十倍程继续减小。
在减小振铃的第一方法中，调整上升下降时间τ(也被称作τr/τf)。在图9中展示了具有不同的上升下降时间τ的两个时域梯形脉冲12。对于第一时域梯形脉冲66A，τ＝0.1μs。对于第二时域梯形脉冲66B，τ＝0.5μs。两者的脉冲宽度均为T＝3μs。在图10中比较了两个脉冲66A、66B的频谱。应注意，第二梯形脉冲66B具有比第一梯形脉冲66A更宽的频谱宽度。此外，与较慢的脉冲66B(即，τ＝0.5μs)相比，较快的脉冲66A(即，τ＝0.1μs)更加倾向于振铃或产生大振幅振荡24。
如图2中所展示，典型的PFA发生器22将包含能量递送路径缺陷，其将导致能量存储以及大振荡后续传送至递送装置28的能量递送电极32。这些缺陷被称为“极点”24，并且必须使其振荡效应最小化，以避免引起体内电弧以及避免损坏PFA系统26。接下来，将展示的是，与较慢的脉冲66B(即，τ＝0.5μs)相比，较快的脉冲66A(即，τ＝0.1μs)更加倾向于振铃或产生大振幅振荡24。
作为对以上方程(2)的修改，在时间上表示能量递送电极电位但包含两个弱阻尼极点(即，考虑到一些振荡而被完全减弱的极点)的传递函数将为：
Figure BDA0003051898150000124
其中两个极点位置是：
s1+/-＝-σ1+/-jωd1拉德/秒 (4)
例如，考虑一个系统，其中两个极点，s1+/-，位于：
s1+/-＝-2πe6(.015+/-2.18j)拉德/秒 (5)
否则，两个系统仅在它们的上升下降时间上保持不同，即τ＝0.1μs与τ＝0.5μs。
由于极点24(在图12中展示为“Xs”)，τ＝0.1μs的上升下降时间系统会激发2.18MHz的振荡(或振铃)，其电压(10dB)比DC稳态值(主瓣为0dB)高约三倍。相反，τ＝0.5μs的上升下降时间系统导致的振荡比DC稳态值小约3.55倍(-11dB)，或者比由τ＝0.1μs的上升下降时间PFA系统产生的振荡小约10.6倍。值得注意的是，慢脉冲66B(τ＝0.5μs)中的振荡极点24B比快脉冲66A(τ＝0.1μs)中的振荡极点24A更有效地被减弱。因此，通过将脉冲上升下降时间τ增加到可接受的水平，可以减少或消除产生栓塞物质并导致中风的振铃。以这种方式增加脉冲上升下降时间τ也可以保护PFA设备免受损坏。
减少振铃的第二方法包含调整脉冲宽度参数T，以使极点24出现在梯形脉冲波形12上的区域中，所述区域在旁瓣之间的最小值处或者为零。在此情况下，上升下降时间保持不变为τ＝0.1μs，但脉冲宽度T从3μs增加到4μs。图13是时域中的两个梯形脉冲68A、68B的图形比较，其中两个脉冲具有相同的上升下降时间τ和不同的脉冲宽度T。一个脉冲68A的脉冲宽度为T＝3μs，且另一脉冲68B的脉冲宽度为T＝4μs。图14展示了两个脉冲频谱的比较，每个脉冲频谱的上升下降时间为τ＝0.1μs，而没有其中特意未对准频谱旁瓣的极点。第一脉冲68A的脉冲宽度为T＝3μs，并且第二脉冲68B的脉冲宽度为T＝4μs。接着图15利用此特性并且比较极点24的影响，所述极点位于：
s1+/-＝-2πe6(0.025+/-0.755j)拉德/秒 (6)
图15揭示了与在脉冲68A中使用3μs的PFA脉冲宽度T相比，将脉冲68B中的脉冲宽度增加到4μs，但在其它情况下上升下降时间保持不变为τ＝0.1μs，会使得PFA系统的755KHz振铃振幅大体上降低6.31倍(-16dB)。即，脉冲68A中具有较小脉冲宽度的极点24A约比脉冲68B中具有较大脉冲宽度的极点24B大六倍。
因此，上文讨论了减小PFA波形振荡的两个方法：调整上升下降时间τ以及调整脉冲宽度T。然而，可以使用混合方法，其中上升下降时间τ和脉冲宽度T两者均被调整以减少振铃。调整上升下降时间τ和脉冲宽度T与从极点上去除能量具有相同的影响。
如上所述，H桥电路18可以包含MOSFET 20以产生PFA能量(脉冲，例如双相脉冲)。然而，除了或代替H桥中的MOSFET 20，可以使用绝缘栅双极晶体管(IGBT)。高电压、增强模式、MOSFET或IGBT从反向偏置过渡到饱和(脉冲上升沿)的上升下降时间τ主要取决于施加的总电荷和施加到栅极-发射结的电荷(或电流)的时间变化率。为了达到完全饱和的条件，MOSFET的或IGBT的栅极电荷要求随着增加的发射极-集电极电流而增加，这意味着如果栅极电流受到固定电阻的限制，则装置的上升时间τr将减缓。这种上升时间变化的影响是增加了在重载条件下(例如，当能量递送电极之间的梯度为1KV/cm或更大时)电穿孔脉冲达到最终振幅的90％的时间。相反，如果能量递送电极32呈轻载状态，则H桥电路18的集电极电流减小，栅极电荷要求也减小。这导致了具有过冲和振铃的不期望的快速上升时间τr。为了补偿装载变化以使得上升时间τr和/或下降时间τf保持恒定，本文提供了施加固定外部栅极电阻的自动系统。用于PFA系统的电路70的非限制性实例在图16中展示出。
H桥电路18可通过添加开关来控制，所述开关可自动地或半自动地进行操作以选择各种离散的电阻值以添加到H桥电路18的固有输入电阻，然后形成具有H桥电路18的栅极或基极输入电容的第一阶低通极点。H桥电路18中典型的高压开关MOSFET 20输入电阻的计算公式为：
Figure BDA0003051898150000141
其中需要147nC的电荷才能使MOSFET 20偏置为25安培的集电极电流。对于相同的代表性MOSFET 20，栅极输入电容为8.56nF，其持续一个时间常数(稳态的63％)
τ＝rc＝1.53Ohms*3.06nF＝4.7ns (8)
假设时间常数为2.9，则10％至90％的上升时间为14ns，远远超过了PFA系统26的要求。
由PFA发生器22产生的脉冲的上升下降时间(τ或τr/τf)维持在0.10μs<τr/τf<0.75μs的范围内。在此范围内，上升下降时间足够慢以避免电极引起不期望的振荡，但又足够快以最小化实现电穿孔效果所需的总脉冲宽度T。例如，可以使用例如图16中所展示的电路来施加必要的栅极电流。考虑到影响上升/下降时间的变化的治疗负荷条件(因此电流)，主处理器单元(MPU)首先经由数字串行字提供已知的栅极电阻选择，所述数字串行字通过由数控开关终止的隔离栅极的系统发送。然后，开关选择对应的电阻(一个用于正向，另一个用于反向偏置)，并且然后准备PFA发生器22以进行PFA递送。一旦检测到第一脉冲(例如，通过图18中所展示的方法)并针对其上升下降时间进行了评估，并且所述持续时间落在期望的0.10μs<τr/τf<0.75μs范围外，MPU将发送数字串行字以选择较低值的电阻器对以减小上升时间τr和/或下降时间τf，以及选择较高值的电阻对以增加所述上升时间和/或下降时间。
减少振铃的第三方法(例如，图18中所展示的方法)包含将频谱掩模78施加到所递送的波形，以确保波形的时序和振幅特性符合规定的治疗波形的剂量处方。如图17中所展示，频谱掩模78由上部边界和下部边界组成，所述上部边界和下部边界包含两个边界之间的顺应性区域。上部边界限制了梯形脉冲频谱振幅，使得如果脉冲的宽度太窄和/或上升/下降时间太短，则FFT结果将超出上部边界，并且脉冲宽度和/或上升/下降时间将增加以补偿波形，使得在后续采样中，频谱响应返回到顺应性区域。如果脉冲的频谱响应低于下部边界，则脉冲宽度太长和/或其上升/下降时间太慢，使得其中一个或两个都被缩短，并且频谱响应返回到顺应性区域内。在图17中展示了频谱掩模78的示范性应用，所述频谱掩模施加到具有τ＝0.1μs的上升下降时间的第一脉冲频谱80A并且施加到具有τ＝0.5μs的上升下降时间的第二脉冲频谱80B。落在频谱掩模78之外的振荡和瓣迫使校正进入顺应性区域。另外，施加频谱掩模78有助于在递送可引起电弧放电的后续脉冲之前检测异常脉冲。
减少振铃并防止电弧放电的第四方法结合了第一、第二和/或第三方法，并且进一步包含调整PFA发生器的波形控制、增加或减少所递送脉冲的宽度和/或互锁并完全停止脉冲递送，以在后续脉冲递送时消除电弧。例如，当极点的所确定的电压大于阈值电压时，可以自动、半自动或手动终止PFA能量的递送。
减少振铃并防止电弧放电的第五方法结合了第一、第二、第三和/或第四方法。通过对治疗发生器的梯形波形进行频谱分析，可以了解将这些方法组合在一起的协同作用。如图11中所展示，梯形频谱振幅在以下频率范围内是恒定的：
Figure BDA0003051898150000151
在
Figure BDA0003051898150000152
处的第一极点之后，频谱在以下范围内开始降低-20dB/十倍程：
Figure BDA0003051898150000153
对于比位于
Figure BDA0003051898150000154
的第二极点高的频率，频谱以-40dB/十倍程的更陡速率减小。因此，为了减少频谱掩模78中主瓣附近的振铃，更有效的是将脉冲宽度T加长使得
Figure BDA0003051898150000155
对于更高的频率，虽然延长T将减少振铃，但如果调整上升下降时间τ使得
Figure BDA0003051898150000156
则可以实现第二阶效应-40dB/十倍程衰减(而不是仅仅-20dB/十倍程)。
图18展示了整体闭环方法，所述方法生成并采样治疗波形、执行FFT以将光谱内容抽取到仓中、测量并确定哪些仓符合期望的频谱掩模或落在期望的频谱掩模之外，以及增加或减小脉冲宽度和/或脉冲上升/下降时间。此环路过程将继续迭代，直到通过暗示消除了振铃和电弧放电来达到频谱掩模目标为止。如果脉冲宽度上升/下降调整无法校正波形，则可能存在永久状况，即有必要向用户生成电子消息或显示，所述电子消息或显示建议采取措施以补救由于递送装置28的损坏或操作不当而可能存在的电弧条件。例如，控制单元30和/或PFA发生器22可以向用户显示视觉警告和/或听觉警报，以建议用户停止能量递送，因为递送装置28受损。另外或替代地，控制单元30和/或PFA发生器22可以实时显示递送装置28的操作特性，因此用户可以识别任何即将发生的故障。例如，如果控制单元30和/或PFA发生器22确定递送装置28可能发生故障，则这可以称为在递送装置28中存在的故障状况。这种显示的非限制性实例在图19中展示出。在显示的下部，响应在3.84MHz时比标称值高约+5dB，这表明正在发生小的电弧振荡并且在后续能量递送中，递送装置28可能会发生故障。这种显示的另一非限制性实例在图20中展示出。在第一脉冲上，显示了较迟过冲或“驼峰”，这表示递送装置28可能在后续能量递送中发生故障。在一些实施例中，当PFA发生器22检测到过冲时，在具有过冲的脉冲之后，振幅检测器54自动终止能量递送，因此递送装置28将不会发生故障(例如，由过高电流引起的短路)。图21中展示了图20双相脉冲的具有过冲84的波形82，以及在较迟脉冲递送中发生的后续递送装置28故障。在一个实例中，当第一双相脉冲上的电流积分具有非零值时，即在以下情况下，PFA发生器22(例如，电荷检测器)将双相脉冲标识为不平衡：
Q＝∫idt≠0 (9)
脉冲中振荡的存在还可以指示能量递送电极32在患者体内的错位。例如，图22展示了示范性显示，其展示了具有低电流振幅的区域和4.6MHz的过多能量的脉冲，这可由递送装置28的远侧阵列40(和能量递送电极32中的至少一个)在执行肺静脉隔离手术时过度伸入肺静脉引起的。此类定位可增加负载电阻，从而导致振荡。在一个实施例中，当检测到此情况时，用户可以指定系统可以进行闭环波形脉冲的上升下降以及宽度调整，如图18中所展示，或者用户可以选择控制单元30和/或PFA发生器22提供警报以调整远侧阵列40和能量递送电极32的位置。另外，控制单元30和/或PFA发生器22可以从一个或多个传感器44接收数据，例如与能量递送电极32相关联或与之通信的温度传感器。温度数据可以由控制单元30和/或PFA发生器显示。如果温度传感器记录的能量递送电极温度大于约65℃，在所述温度会发生软血栓(在能量递送电极上形成热凝结物)，则控制单元30和/或PFA发生器22可延迟或阻止能量递送，直到所有能量递送电极32的温度降至65℃以下。
如上所述，PFA能量递送期间的双相脉冲不对称可导致非预期的肌肉刺激。本文公开了用于校正电荷不平衡或不对称的几个方法。在第一实施例中，校正电荷不平衡的方法包含调整双相脉冲的脉冲宽度T。示范性理想PFA脉冲对具有相同的脉冲宽度，因为脉冲对之间的任何差异都会导致电荷累积。因此，调整脉冲宽度可以纠正这种不平衡。例如，PFA发生器22可以包含具有处理电路系统的控制器，所述处理电路系统被配置成减小充电过度的极性的脉冲宽度和/或延长充电不足的极性的脉冲宽度。在图28所展示的非限制性实例中，负相12B具有比脉冲12的正相12A更慢的上升下降时间τ为了补偿由此产生的电荷不平衡，控制器将脉冲宽度T增加目标量，以有效地平衡电荷递送。在图28中所展示的5μs的脉冲宽度T上，图29中的负相12B的脉冲宽度T增加到5.25μs或250ns，从而导致净电荷为零或近似零。
在第二实施例中，所述方法包含通过递送较低电压“矮”脉冲86来控制电荷积累。这些矮脉冲86的电压必须足够高以及时递送足够的平衡能量，但又必须足够低以避免可逆和不可逆的电穿孔作用。例如，重要的是避免通过矮脉冲导致不可逆的电穿孔，因此PFA治疗的剂量水平保持恒定。同样，尽管可逆电穿孔的作用是暂时的，但它们可以可误导医生的方式来改变患者的心电图。图30展示了示范性双相脉冲12，其包含在负相12B之后的矮脉冲86。包含矮脉冲86导致净电荷为零或近似零。实施矮脉冲递送除了需要高压治疗电源之外，还需要低压电源，并且必须包含在两个电源之间切换，同时避免它们之间的干扰的方式。图31展示了示范性H桥18，所述H桥具有用于递送治疗脉冲的高压电源88和用于递送矮脉冲86的低压电源90，并且图32展示了施加到图31的H桥的每个晶体管的栅极电压。在治疗期间，Q5栅极上的“治疗启用”信号允许其导通，从而从高压电源88向H桥88并最终向患者提供高压。如果需要电荷平衡，则消除“治疗启用”信号，而使“矮脉冲启用”信号生效。如上所述，这允许H桥18将较低矮电压递送给患者以平衡电荷。
PFA发生器22的控制器可以实施开环控制方案或闭环控制方案。开环控制方案确定了在不测量所递送的电荷量的情况下对PFA系统26产生了多大影响，而闭环控制方案则根据递送给患者的实际电荷量来调整PFA发生器22的输出。
在开环控制方案中，控制器仅选择影响电荷的程度并施加所述程度的控制，例如通过调整脉冲宽度T或矮脉冲递送。控制器还可以提示和/或要求用户调整PFA发生器22的输出。如果电荷不平衡的来源得到充分表征，则这样的系统可能会发挥最佳作用。例如，使电容器组放电的作用是众所周知的，且因此可以通过控制器相对容易地进行补偿。可以使用以下方程计算由每个脉冲引起的电荷不平衡以及必要的矮脉冲参数以均衡所述不平衡。方程9表示由于脉冲对数量n引起的电荷不平衡：
Figure BDA0003051898150000171
且方程10表示由于脉冲数量n引起的平衡电荷所需的矮脉冲宽度Trunt：
Figure BDA0003051898150000181
其中ΔQn是由脉冲对n产生的电荷差，C是电容器组的以法拉为单位的电容，V0是初始治疗电压，n是需要平衡的脉冲对数量，T是每个治疗脉冲的以秒为单位的脉冲宽度，R是组合的组织和递送装置阻抗，Trunt是平衡电荷所需的矮脉冲的以秒为单位的脉冲宽度，Vrunt是矮脉冲的电压。
方程9和10取决于PFA系统26所见的负载阻抗，所述值可在通过使用阻抗计递送之前或在递送期间通过电容器组已经明显放电之前在第一脉冲期间监测治疗电流而获得。替代地，PFA系统26(例如，PFA发生器22的控制器)可以仅基于已知值来估计阻抗，诸如递送装置28的类型和能量递送电极32的选择。
在闭环控制方案中，控制器包含传感器或检测器，其监测所递送的电荷量和/或所述电荷的积分且将反馈提供到H桥电路18。H桥电路18使用由传感器接收的数据来自动地或半自动地(例如，在用户启动时)动态调整所提供的电荷补偿的量。图33中展示了用于提供此类反馈的示范性电路92。图33的电路92会动态监测递送给患者的电荷，并在累积的电荷首次超过阈值后返回零时发送数字脉冲。控制单元30和/或PFA发生器22可以使用所述数字脉冲作为反馈，以指示矮脉冲或脉冲宽度调整何时完全平衡了电荷。在一个实施例中，电路92在电荷返回零之前的预定时间段内发送数字脉冲，以说明控制器对数字信号作出反应时的延迟。
应理解，本文所公开的各个方面可以与说明书和附图中具体呈现的组合不同的组合进行组合。还应理解，取决于实例，本文所描述的工艺或方法中的任一者的某些动作或事件可以不同序列执行，可以被添加、合并或完全省略(例如，所有描述的动作或事件对于执行这些技术可不为必需的)。另外，出于清晰的目的，虽然本公开的某些方面被描述为由单个模块或单元来执行，但是应当理解，本公开的技术可以由与例如医疗装置相关联的单元或模块的组合来执行。
在一个或多个实例中，可以以硬件、软件、固件或其任何组合来实现所描述的技术。如果以软件实施，则功能可作为一个或多个指令或代码存储在计算机可读介质上且由基于硬件的处理单元执行。计算机可读介质可包含非暂时性计算机可读介质，其对应于有形介质，如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存或可用于存储呈指令或数据结构形式的期望程序代码且可由计算机访问的任何其它介质)。
指令可以由一个或多个处理器执行，例如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、场可编程逻辑阵列(FPGA)或其它等效的集成或离散逻辑电路。因此，如本文所使用的术语“处理器”可以指代任何前述结构或适合于实施所描述的技术的任何其它物理结构。而且，所述技术可以完全实施于一个或多个电路或逻辑元件中。
本发明的某些实施例包含：
实施例1.一种修改脉冲场消融(PFA)能量递送的方法，所述方法包括：
从PFA发生器递送PFA脉冲；
测量所述PFA脉冲的上升时间和下降时间；
至少部分地基于所述上升时间和所述下降时间来计算所述脉冲PFA中的振荡极点的电压；以及
修改所述上升时间和所述下降时间中的至少一个，以减小所述PFA脉冲中至少一个振荡极点的所述电压。
实施例2.根据实施例1所述的方法，其中所述PFA发生器包含具有H桥电路的处理电路系统，所述处理电路系统修改所述上升时间和所述下降时间中的所述至少一个，包含调整所述H桥电路中的输入电阻。
实施例3.根据实施例1所述的方法，其中修改所述上升时间和所述下降时间中的至少一个包含减少其中所述PFA脉冲在重载条件下达到所述PFA脉冲的最终振幅的90％的时间。
实施例4.根据实施例1所述的方法，其中所述上升时间和所述下降时间中的所述至少一个被修改为0.3μs与0.5μs之间的时间。
实施例5.根据实施例1所述的方法，其进一步包括：
测量所述PFA脉冲的脉冲宽度；
至少部分地基于所述脉冲宽度来计算所述脉冲PFA中的振荡极点的电压；以及
修改所述脉冲宽度以降低所述PFA脉冲中所述至少一个振荡极点的所述电压。
实施例6.根据实施例1所述的方法，其进一步包括：
当所述振荡极点的经计算电压大于阈值电压时，停止从所述PFA发生器递送所述PFA脉冲。
实施例7.一种修改脉冲场消融(PFA)能量递送的方法，所述方法包括：
从PFA发生器递送至少一个双相PFA脉冲，所述至少一个双相PFA脉冲中的每一个均包含具有正相和负相的双相对；
计算所述双相对上的电流的积分值；以及
当所述电流的所述积分具有非零值时，修改所述双相PFA脉冲的脉冲宽度。
实施例8.一种修改脉冲场消融(PFA)能量递送的方法，所述方法包括：
从PFA发生器递送至少一个双相PFA脉冲，所述至少一个双相PFA脉冲中的每一个均包含具有正相和负相的双相对；
计算所述双相对上的电流的积分值；以及
当所述电流的所述积分具有非零值时，在所述双相PFA脉冲中递送矮脉冲并且修改所述双相PFA脉冲的脉冲宽度。
实施例9.根据实施例8所述的方法，其中所述矮脉冲的振幅小于所述双相对的所述正相和所述负相中的任一个的振幅。
实施例10.根据实施例8所述的方法，其中在所述双相对的所述负相之后递送所述矮脉冲。
实施例11.一种用于递送脉冲场消融(PFA)能量的系统，所述系统包括：
递送装置，其包含至少一个能量递送电极；以及
控制单元，其与所述递送装置电连通，所述控制单元包含PFA发生器，所述PFA发生器具有：
H桥电路，所述H桥电路被配置成将PFA能量递送到所述递送装置，所述PFA能量包含多个脉冲；
检测器，所述检测器与所述H桥电路电连通并且被配置成：
测量所述多个脉冲中的每一个的上升下降时间；
测量所述多个脉冲中的每一个的脉冲宽度；
确定在所述多个脉冲中的至少一个中出现的至少一个极点的电压；
将所述至少一个极点的所确定的电压与阈值电压进行比较；并且
进行以下各项中的至少一个：
当所述检测器确定所述所确定的电压大于所述阈值电压时，通过调整由所述H桥电路产生的所述PFA能量的电压来调整所述多个脉冲中的至少一个的所述上升下降时间和所述脉冲宽度中的至少一个；以及
提示用户降低所述PFA发生器的输出电平。
实施例12.根据实施例11所述的系统，其中所述检测器是振幅检测器，所述振幅检测器被配置成确定时域中的所述多个脉冲中的每一个的振幅。
实施例13.根据实施例12所述的系统，所述PFA发生器进一步具有与所述振幅检测器电连通的计数器电路，所述振幅检测器被配置成通过计时器电路启动时间计数，由所述时间计数至少部分地确定上升下降时间。
实施例14.根据实施例12所述的系统，所述PFA发生器进一步具有频谱检测器，所述频谱检测器被配置成确定在频谱域中的多个脉冲中的至少一个中出现的至少一个极点的电压。
实施例15.根据实施例12所述的系统，控制单元进一步被配置成确定在递送装置中存在故障状况，对故障状况存在的所述确定至少部分地基于多个脉冲中的至少一个的所确定的振幅。
实施例16.根据实施例11所述的系统，其中所述控制单元进一步被配置成：
确定由PFA发生器递送的累积电荷量；并且
当确定的累积电荷量具有非零值时，进行以下各项中的至少一个：
调整多个脉冲中的至少一个的脉冲宽度，直到确定的累积电荷量具有零值为止；以及
递送至少一个矮脉冲，直到确定的累积电荷量具有零值为止。
所属领域的技术人员将了解本发明不限于上文中已经具体展示且描述的内容。另外，除非以上相反地提及，否则应注意，所有附图均未按比例绘制。根据以上教导，在不脱离本发明的范围和精神的情况下，可以进行多种修改和变型，本发明的范围和精神仅由所附权利要求限制。

Claims (15)

1.一种用于修改脉冲场消融(PFA)能量递送的控制单元，所述控制单元被配置成：
从PFA发生器递送PFA脉冲；
测量所述PFA脉冲的上升时间和下降时间；
至少部分地基于所述上升时间和所述下降时间来计算所述脉冲PFA中的振荡极点的电压；并且
修改所述上升时间和所述下降时间中的至少一个，以减小所述PFA脉冲中至少一个振荡极点的所述电压。
2.根据权利要求1所述的控制单元，其中所述PFA发生器进一步包含具有H桥电路的处理电路系统，所述处理电路系统修改所述上升时间和所述下降时间中的所述至少一个，包含调整所述H桥电路中的输入电阻。
3.根据权利要求1至2中任一项所述的控制单元，其中修改所述上升时间和所述下降时间中的至少一个包含减少其中所述PFA脉冲在重载条件下达到所述PFA脉冲的最终振幅的90％的时间。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的控制单元，其中所述上升时间和所述下降时间中的所述至少一个被修改为0.3μs与0.5μs之间的时间。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的控制单元，其中所述控制单元进一步被配置成：
测量所述PFA脉冲的脉冲宽度；
至少部分地基于所述脉冲宽度来计算所述脉冲PFA中的振荡极点的电压；并且
修改所述脉冲宽度以降低所述PFA脉冲中所述至少一个振荡极点的所述电压。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的控制单元，其进一步被配置成当所述振荡极点的经计算电压大于阈值电压时，停止从所述PFA发生器递送所述PFA脉冲。
7.根据权利要求1至5中任一项所述的控制单元，其中从所述PFA发生器递送所述PFA脉冲是从所述PFA发生器递送至少一个双相PFA脉冲，所述至少一个双相PFA脉冲中的每一个包含具有正相和负相的双相对，并且所述控制单元进一步被配置成计算所述双相对上的电流的积分值。
8.根据权利要求7所述的控制单元，其进一步被配置成：
测量所述PFA脉冲的脉冲宽度；并且
当所述电流的所述积分具有非零值时，修改所述双相PFA脉冲的所述脉冲宽度。
9.根据权利要求7至8中任一项所述的控制单元，其进一步被配置成当所述电流的所述积分具有非零值时，在所述双相PFA脉冲中递送矮脉冲并且修改所述双相PFA脉冲的所述脉冲宽度。
10.根据权利要求9所述的控制单元，其中所述矮脉冲的振幅小于所述双相对的所述正相的振幅。
11.根据权利要求9至10中任一项所述的控制单元，其中在所述双相对的所述负相之后递送所述矮脉冲。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的控制单元，其进一步包括递送装置，所述递送装置包含至少一个能量递送电极，所述控制单元与所述递送装置电连通。
13.根据权利要求2至12中任一项所述的控制单元，其进一步包含：
检测器，所述检测器与所述H桥电路电连通并且被配置成：
测量多个脉冲中的每一个的上升下降时间；
测量所述多个脉冲中的每一个的脉冲宽度；
确定在所述多个脉冲中的至少一个中出现的至少一个极点的电压；
将所述至少一个极点的所确定的电压与阈值电压进行比较；并且
进行以下各项中的至少一项：
当所述检测器确定所述所确定的电压大于所述阈值电压时，通过调整由所述H桥电路产生的PFA能量的电压来调整所述多个脉冲中的至少一个的所述上升下降时间和所述脉冲宽度中的至少一个；以及
提示用户降低所述PFA发生器的输出电平。
14.根据权利要求13所述的控制单元，其中所述检测器是振幅检测器，所述振幅检测器被配置成确定时域中的所述多个脉冲中的每一个的振幅。
15.根据权利要求13至14中任一项所述的控制单元，其中所述PFA发生器具有与所述振幅检测器电连通的计数器电路。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115005961A (zh) * 2022-07-07 2022-09-06 上海普实医疗器械股份有限公司 心脏脉冲电场消融系统

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11717337B2 (en) 2016-11-29 2023-08-08 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Electroporation systems and catheters for electroporation systems
EP3576839B1 (en) 2017-04-10 2022-10-26 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Electroporation system and method of preconditioning tissue for electroporation therapy
CN113573655A (zh) * 2019-03-15 2021-10-29 波士顿科学国际有限公司 用于选择性细胞消融的空间复用波形
WO2020190693A1 (en) * 2019-03-15 2020-09-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Waveform generator and control for selective cell ablation
US11497541B2 (en) 2019-11-20 2022-11-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Systems, apparatuses, and methods for protecting electronic components from high power noise induced by high voltage pulses
US11065047B2 (en) 2019-11-20 2021-07-20 Farapulse, Inc. Systems, apparatuses, and methods for protecting electronic components from high power noise induced by high voltage pulses
US20230200893A1 (en) * 2020-06-03 2023-06-29 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. System for irreversible electroporation
JP2023535722A (ja) * 2020-07-24 2023-08-21 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド 不可逆エレクトロポレーションのための食道カテーテル
WO2022159595A1 (en) * 2021-01-22 2022-07-28 CRC EP, Inc. Ablation catheter and operation method of same
US20220241008A1 (en) * 2021-02-03 2022-08-04 Biosense Webster (Israel) Ltd. Virtually-shorted electrodes for an ire pulse generator
US20230052114A1 (en) * 2021-08-12 2023-02-16 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Systems and methods for electroporation using asymmetric waveforms and waveforms with reduced burst duration
WO2023147319A1 (en) * 2022-01-28 2023-08-03 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Systems and methods for electroporation using waveforms that reduce electrical stimulation
CN115429424B (zh) * 2022-09-06 2023-03-28 中国人民解放军空军军医大学 一种低温等离子体手术电路
WO2024127133A1 (en) * 2022-12-14 2024-06-20 Medtronic, Inc. Abnormal pulse delivery protection for pulsed field ablation systems

Citations (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6449294B1 (en) * 1999-07-26 2002-09-10 Pls Liquidating Llc Single dominant spike output erbium laser
US20090198231A1 (en) * 2007-12-06 2009-08-06 Massachusetts Institute Of Technology Methods to treat unwanted tissue with electric pulses
CN101578075A (zh) * 2006-12-11 2009-11-11 医疗设备创新有限公司 电外科消融设备及消融生物组织的方法
US20110087213A1 (en) * 2009-10-09 2011-04-14 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Surgical generator for ultrasonic and electrosurgical devices
US20130041355A1 (en) * 2011-08-11 2013-02-14 Tammo Heeren Reducing Damage From A Dielectric Breakdown in Surgical Applications
WO2013059564A1 (en) * 2011-10-19 2013-04-25 Iridex Corporation Grid pattern laser treatments and methods
US20140180351A1 (en) * 2012-12-11 2014-06-26 Galvani, Ltd. Arrhythmia electrotherapy device and method with provisions for mitigating patient discomfort
US20140309632A1 (en) * 2013-03-15 2014-10-16 Retrovascular, Inc. Methods for tissue ablation measurement and control and devices thereof
US20150150618A1 (en) * 2013-08-02 2015-06-04 Gary M. Onik System and Method For Creating Radio-Frequency Energy Electrical Membrane Breakdown For Tissue Ablation
US20150182282A1 (en) * 2011-09-17 2015-07-02 M.O.E. Medical Devices Llc Electrode Geometries and Method for Applying Electric Field Treatment to Parts of the Body
CN105120945A (zh) * 2013-03-15 2015-12-02 迈恩泰克公司 具有脉冲控制的电刺激系统
US20160000495A1 (en) * 2014-05-16 2016-01-07 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical system
US20160058493A1 (en) * 2014-08-28 2016-03-03 Angiodynamics, Inc. System and method for ablating a tissue site by electroporation with real-time pulse monitoring
WO2016178697A1 (en) * 2015-05-01 2016-11-10 Inter Science Gmbh Methods, systems, and apparatuses for tissue ablation using pulse shape designs
CN106232180A (zh) * 2014-04-24 2016-12-14 美敦力公司 用于可植入医疗设备的治疗递送电路
US20170035499A1 (en) * 2015-08-06 2017-02-09 Medtronic, Inc. Cardiac pulsed field ablation
US20170049513A1 (en) * 2009-11-06 2017-02-23 Cosman Medical, Inc. Multiple electrode generator
US20170065339A1 (en) * 2014-05-07 2017-03-09 Iowa Approach Inc. Methods and apparatus for selective tissue ablation
CN107681916A (zh) * 2017-09-22 2018-02-09 重庆大学 一种协同脉冲不可逆电穿孔装置
US20180221078A1 (en) * 2017-02-08 2018-08-09 Medtronic, Inc. Profile parameter selection algorithm for electroporation
WO2018200865A1 (en) * 2017-04-27 2018-11-01 Epix Therapeutics, Inc. Determining nature of contact between catheter tip and tissue

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5601608A (en) 1995-02-02 1997-02-11 Pacesetter, Inc. Methods and apparatus for applying charge-balanced antiarrhythmia shocks
US5713935A (en) 1996-08-23 1998-02-03 Sulzer Intermedics Inc. Method and apparatus for monitored biphasic cardiac impedance sensing
CN108024803B (zh) 2015-04-10 2021-10-19 安吉戴尼克公司 使用热控电极进行不可逆电穿孔的系统和方法
US10548665B2 (en) * 2016-02-29 2020-02-04 Pulse Biosciences, Inc. High-voltage analog circuit pulser with feedback control
US20170319851A1 (en) * 2016-05-06 2017-11-09 Pulse Biosciences, Inc. Low-voltage impedance check pulse generator
CN110198680B (zh) * 2016-11-16 2022-09-13 纳维斯国际有限公司 消融有效性估计器
CN112804955A (zh) * 2018-10-05 2021-05-14 Epix疗法公司 损伤形成评估和显示

Patent Citations (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6449294B1 (en) * 1999-07-26 2002-09-10 Pls Liquidating Llc Single dominant spike output erbium laser
CN101578075A (zh) * 2006-12-11 2009-11-11 医疗设备创新有限公司 电外科消融设备及消融生物组织的方法
US20090198231A1 (en) * 2007-12-06 2009-08-06 Massachusetts Institute Of Technology Methods to treat unwanted tissue with electric pulses
US20110087213A1 (en) * 2009-10-09 2011-04-14 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Surgical generator for ultrasonic and electrosurgical devices
US20170049513A1 (en) * 2009-11-06 2017-02-23 Cosman Medical, Inc. Multiple electrode generator
US20130041355A1 (en) * 2011-08-11 2013-02-14 Tammo Heeren Reducing Damage From A Dielectric Breakdown in Surgical Applications
US20150182282A1 (en) * 2011-09-17 2015-07-02 M.O.E. Medical Devices Llc Electrode Geometries and Method for Applying Electric Field Treatment to Parts of the Body
WO2013059564A1 (en) * 2011-10-19 2013-04-25 Iridex Corporation Grid pattern laser treatments and methods
US20140180351A1 (en) * 2012-12-11 2014-06-26 Galvani, Ltd. Arrhythmia electrotherapy device and method with provisions for mitigating patient discomfort
CN105120945A (zh) * 2013-03-15 2015-12-02 迈恩泰克公司 具有脉冲控制的电刺激系统
US20160051817A1 (en) * 2013-03-15 2016-02-25 Myndtec Inc. Electrical Stimulation System with Pulse Control
US20140309632A1 (en) * 2013-03-15 2014-10-16 Retrovascular, Inc. Methods for tissue ablation measurement and control and devices thereof
US20150150618A1 (en) * 2013-08-02 2015-06-04 Gary M. Onik System and Method For Creating Radio-Frequency Energy Electrical Membrane Breakdown For Tissue Ablation
CN106232180A (zh) * 2014-04-24 2016-12-14 美敦力公司 用于可植入医疗设备的治疗递送电路
US20170065339A1 (en) * 2014-05-07 2017-03-09 Iowa Approach Inc. Methods and apparatus for selective tissue ablation
US20160000495A1 (en) * 2014-05-16 2016-01-07 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical system
US20160058493A1 (en) * 2014-08-28 2016-03-03 Angiodynamics, Inc. System and method for ablating a tissue site by electroporation with real-time pulse monitoring
WO2016178697A1 (en) * 2015-05-01 2016-11-10 Inter Science Gmbh Methods, systems, and apparatuses for tissue ablation using pulse shape designs
US20170035499A1 (en) * 2015-08-06 2017-02-09 Medtronic, Inc. Cardiac pulsed field ablation
US20180221078A1 (en) * 2017-02-08 2018-08-09 Medtronic, Inc. Profile parameter selection algorithm for electroporation
WO2018200865A1 (en) * 2017-04-27 2018-11-01 Epix Therapeutics, Inc. Determining nature of contact between catheter tip and tissue
CN107681916A (zh) * 2017-09-22 2018-02-09 重庆大学 一种协同脉冲不可逆电穿孔装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115005961A (zh) * 2022-07-07 2022-09-06 上海普实医疗器械股份有限公司 心脏脉冲电场消融系统
WO2024007424A1 (zh) * 2022-07-07 2024-01-11 上海普实医疗器械股份有限公司 心脏脉冲电场消融系统

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