CN113729918A - 使用不对称波形的电穿孔的系统和方法 - Google Patents

Abstract

提供了用于使用不对称波形执行电穿孔的系统和方法。一种电穿孔系统包括包含多个电极的导管，以及耦合到所述导管的脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置为使用所述多个电极中的至少一个生成待输送的波形。该波形包括具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲，以及具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中第一和第二脉冲由脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)第一脉冲幅度不同于第二脉冲幅度和ii)第一脉冲宽度不同于第二脉冲宽度。

Description

使用不对称波形的电穿孔的系统和方法

技术领域

本公开总体上涉及组织消融系统。特别地，本公开涉及使用不对称波形施加电穿孔治疗。

背景技术

众所周知，消融治疗可用于治疗影响人体解剖结构的各种病症。例如，消融治疗可以在房性心律失常的治疗中使用。当组织被消融，或至少受到由消融发生器生成并由消融导管输送的消融能量时，损伤在组织中形成。安装在消融导管上或中的电极用于引起心脏组织中的组织破坏，以矫正诸如房性心律失常的病症(包括但不限于，异位房性心动过速、心房纤颤、和心房扑动)。

心律失常(即，不规则的心脏节律)可以产生包括同步房室收缩丧失和血流停滞的各种危险状况，这可能导致各种疾病甚至死亡。据信，房性心律失常的主要原因是心脏的左心房或右心房内的杂散电信号。消融导管向心脏组织提供消融能量(例如，射频能量、冷冻消融、激光、化学物质、高强度聚焦超声等)以在心脏组织中创建损伤。这种损伤破坏了不期望的电通路，并且从而限制或防止了导致心律失常的杂散电信号。

电穿孔是一种非热消融技术，该技术涉及诱导细胞膜中的孔形成的强电场。可以通过施加可例如持续从一纳秒到几毫秒的相对短的持续时间脉冲来诱导电场。可以重复这种脉冲以形成脉冲串。当这种电场在体内环境设置中施加到组织时，组织中的细胞经受跨膜电位，这打开了细胞壁上的孔。电穿孔可以是可逆的(即，暂时打开的孔将重新密封)或不可逆的(即，孔将保持打开)。例如，在基因治疗领域中，可逆电穿孔(即暂时打开的孔)用于将高分子量治疗载体转染到细胞中。在其它治疗应用中，适当配置的脉冲串单独可用于例如通过引起不可逆的电穿孔来造成细胞破坏。

例如，脉冲场消融(PFA)可用于执行瞬时肺静脉隔离(PVI)。PFA通常涉及从设置在导管上的电极输送高电压脉冲。例如，电压脉冲的范围可从小于约500伏至约2400伏或更高。这些场可以施加在电极对之间(双极治疗)或一个或多个电极与返回贴片之间(单极治疗)。

在PFA中，不同的波形可以用于实现不同的目标。例如，一些波形可能会导致比其它波形更大或更小的损伤尺寸。此外，一些波形导致比其它波形更高或更低的总能量输送(较少的总能量输送通常对应于目标组织的较少加热)。作为另一示例，一些波形更可能诱导患者中的肌肉收缩。通常，期望的是在相对短的时间范围内利用相对低数量的治疗应用来输送电穿孔治疗。此外，通常期望避免组织的热加热，并且很少或没有骨骼肌募集(即，避免肌肉收缩)。

发明内容

在一个实施例中，本公开涉及一种电穿孔系统。电穿孔系统包括包含多个电极的导管，以及耦合到导管的脉冲发生器，脉冲发生器被配置为使用多个电极中的至少一个生成待输送的波形。该波形包括具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲，以及具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中第一和第二脉冲由脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)第一脉冲幅度不同于第二脉冲幅度和ii)第一脉冲宽度不同于第二脉冲宽度。

在另一个实施例中，本公开涉及一种与电穿孔系统一起使用的脉冲发生器，该脉冲发生器被配置为耦合到包括多个电极的导管并且被配置为使用多个电极中的至少一个生成待输送的波形。该波形包括具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲，以及具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中第一和第二脉冲由脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)第一脉冲幅度不同于第二脉冲幅度和ii)第一脉冲宽度不同于第二脉冲宽度。

在又一个实施例中，本公开涉及一种用于控制电穿孔系统的方法。该方法包括使用脉冲发生器生成波形，该波形包括i)具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲和ii)具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中第一脉冲和第二脉冲由脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)第一脉冲幅度不同于第二脉冲幅度和ii)第一脉冲宽度不同于第二脉冲宽度。该方法进一步包括使用耦合到脉冲发生器的导管上的一个或多个电极将所生成的波形输送到目标组织。

通过阅读以下描述和权利要求以及通过查看附图，本公开的前述和其他方面、特征、细节、效用和优点将是显而易见的。

附图说明

图1是用于电穿孔治疗的系统的示意性框图。

图2A和2B是可以与图1所示的系统一起使用的导管组件的一个实施例的视图。

图3A-3C是可与图1所示的系统一起使用的导管组件的替代实施例的视图。

图4是可以使用图1中所示的系统输送的波形的一个实施例。

图5是可以使用图1中所示的系统输送的替代波形。

图6是可以使用图1中所示的系统输送的替代波形。

图7是可以使用图1中所示的系统输送的替代波形。

具体实施方式

本公开提供用于使用不对称波形执行电穿孔的系统和方法。在一个实施例中，本公开涉及一种电穿孔系统。电穿孔系统包括包含多个电极的导管，以及耦合到导管的脉冲发生器，脉冲发生器被配置为使用多个电极中的至少一个生成待输送的波形。该波形包括具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲，以及具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中第一和第二脉冲通过脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)第一脉冲幅度不同于第二脉冲幅度和ii)第一脉冲宽度不同于第二脉冲宽度。

图1是用于电穿孔治疗的系统10的示意性框图。一般而言，系统10包括设置在导管14的远端48处的导管电极组件12。如本文所使用的，“近侧”是指朝向靠近临床医生的导管端部的方向，而“远侧”是指远离临床医生并且(通常)在患者体内的方向。电极组件包括一个或多个单独的、电隔离的电极元件。每个电极元件，在本文中也称为导管电极，被单独布线，使得它可以选择性地与任何其他电极元件配对或组合以充当双极或多极电极。

系统10可用于不可逆电穿孔(IRE)以破坏组织。特别地，系统10可用于电穿孔诱导的治疗，其包括以直接引起质膜(细胞壁)完整性的不可逆损失的方式输送电流，从而导致其破裂和细胞破坏。这种细胞破坏机制可以被视为“由外而内”的过程，这意味着细胞外壁的破坏会对细胞内部产生不利影响。通常，对于经典的质膜电穿孔，电流在能够输送约0.1至1.0千伏/厘米(kV/cm)的电场强度的紧密间隔的电极之间以短持续时间脉冲(例如，具有500纳秒(ns)至20微秒(μs)持续时间)的形式作为脉冲电场输送。系统10可用于高输出(例如，高电压和/或高电流)电穿孔程序。此外，系统10可以与诸如图2A和2B中描绘的环导管和/或与诸如图3A-3C中描绘的那些篮式导管一起使用。

在一个实施例中，在导管14上选择性地(例如，在电极对之间)输送刺激。此外，导管14上的电极可以在连接到3D标测系统和连接到电穿孔发生器之间切换。

通过多电极导管的不可逆电穿孔可以以每条静脉仅仅一次电击来实现肺静脉隔离，与在静脉周围顺序定位射频(RF)消融尖端相比，这可以产生更短的程序时间。

应当理解，虽然激励策略被描述为涉及DC脉冲，但是实施例可以使用变化并且保持在本公开的精神和范围内。例如，可以使用指数衰减脉冲、指数增加脉冲和其组合。

此外，应当理解，电穿孔中细胞破坏的机制主要不是由于热效应，而是由于通过施加高压电场破坏细胞膜。因此，电穿孔可以避免使用射频(RF)能量时可能发生的一些可能的热效应。因此，这种“冷治疗”具有期望的特性。

在此背景下，现在再次参考图1，系统10包括导管电极组件12，该导管电极组件12包括至少一个导管电极。电极组件12被并入作为诸如导管14的医疗装置的一部分，用于患者身体17中的组织16的电穿孔治疗。在说明性实施例中，组织16包括心脏或心脏组织。然而，应当理解，实施例可用于对多种其他身体组织(例如，肾组织、肿瘤等)进行电穿孔治疗。

图1进一步示出了用18、20和21表示的多个返回电极，它们是身体连接的示意图，这些连接可以被包括在整个系统10中的各种子系统使用，各种子系统例如电穿孔发生器26、诸如ECG监测器28的电生理学(EP)监测器、以及用于内部身体结构的可视化、标测和导航的定位和导航系统30。在所示的实施例中，返回电极18、20和21是贴片电极。应当理解，单个贴片电极的图示仅仅是示意性的(为了清楚起见)，并且这些贴片电极所连接到的子系统可以并且通常将包括一个以上的贴片(体表)电极，并且可以包括分裂贴片电极(如本文所述)。在其他实施例中，返回电极18、20和21可以是适合用作返回电极的任何其他类型的电极，包括例如一个或多个导管电极。作为导管电极的返回电极可以是电极组件12的一部分或单独的导管或装置(未示出)的一部分。系统10还可包括主计算机系统32(包括电子控制单元50和数据存储器52)，在某些实施例中，其可与定位和导航系统30集成。系统32还可包括常规接口组件，例如各种用户输入/输出机构34A和显示器34B，以及其他组件。

电穿孔发生器26被配置为根据电穿孔激励策略来激励电极元件，该激励策略可以是预定的或者可以是用户可选择的。对于电穿孔治疗，发生器26可以被配置为产生电流，该电流经由电极组件12在能够输送约0.1至1.0kV/cm的电场强度(即，在组织部位)的紧密间隔的电极之间以短持续时间DC脉冲(例如，一纳秒到几毫秒的持续时间，或任何适合于电穿孔的持续时间)的形式作为脉冲电场输送。不可逆电穿孔所需的幅度和脉冲宽度逆相关。即，随着脉冲宽度减小，幅度通常可以增加以实现时值。

电穿孔发生器26，在本文中有时也称为DC能量源，是双相电穿孔发生器26，其被配置为生成一系列DC能量脉冲，这些脉冲均产生两个方向的电流(即，正脉冲和负脉冲)。在其他实施例中，电穿孔发生器是单相或多相电穿孔发生器。在一些实施例中，电穿孔发生器26被配置为以可选择的能量水平(例如五十焦、一百焦、两百焦等)以DC脉冲的形式输出能量。其他实施例可以具有更多或更少的能量设置并且可用设置的值可以相同或不同。为了成功的电穿孔，一些实施例利用200焦耳输出水平。例如，电穿孔发生器26可以在200焦耳输出水平输出具有从大约300伏(V)到大约3,200V的峰值幅度的DC脉冲。其他实施例可以输出任何其他合适的正电压或负电压。

在一些实施例中，可变阻抗27允许改变系统10的阻抗以限制电弧放电。此外，可变阻抗27可用于改变电穿孔发生器26的输出的一个或多个特性，例如幅度、持续时间、脉冲形状等。虽然被图示为单独的部件，但可变阻抗27可并入导管14或发生器26中。

继续参考图1，如上所述，导管14可以包括用于电穿孔的功能并且在某些实施例中还包括附加的消融功能(例如，RF消融)。然而，应当理解，在那些实施例中，所提供的消融能量的类型(例如，冷冻消融、超声等)的变化是可能的。

在说明性实施例中，导管14包括电缆连接器或接口40、手柄42以及具有近端46和远端48的轴杆44。导管14还可以包括本文未示出的其他常规部件，例如温度传感器、附加电极和相应的导体或引线。连接器40为从发生器26延伸的电缆56提供机械和电连接。连接器40可以包括本领域已知的常规部件并且如图所示设置在导管14的近端。

手柄42为临床医生提供了握持导管14的位置，并且可以进一步提供用于在身体17内转向或引导轴杆44的部件。例如，手柄42可以包括用于改变通过导管14延伸到轴杆44的远端48的导丝长度的部件或用于将轴杆44转向的部件。此外，在一些实施例中，手柄42可以被配置为改变导管的一部分的形状、尺寸和/或定向，并且将理解的是手柄42的结构可以变化。在替代实施例中，导管14可以被机器人驱动或控制。因此，不是临床医生操纵手柄来推进/缩回和/或转向或引导导管14(以及特别地其轴杆44)，而是使用机器人来操纵导管14。轴杆44是被配置为在身体17内移动的细长的管状柔性构件。轴杆44被配置成支撑电极组件12以及包含相关联的导体以及可能的用于信号处理或调节的附加电子器件。轴杆44还可以允许流体(包括冲洗流体和体液)、药物和/或手术工具或器械的运输、输送和/或移除。轴杆44可以由诸如聚氨酯的常规材料制成，并且限定被配置为容纳和/或运输电导体、流体或手术工具的一个或多个管腔，如本文所述。轴杆44可以通过常规导引器被引入到身体17内的血管或其它结构中。然后，轴杆44可以被推进/缩回和/或转向或引导穿过身体17到期望的位置，诸如组织16的部位，包括通过使用导丝或本领域已知的其它部件。

定位和导航系统30可以被提供用于内部身体结构的可视化、标测和导航。定位和导航系统30可以包括本领域中通常已知的常规设备。例如，定位和导航系统30可以与可从Abbott Laboratories商购并且如在标题为“Method and Apparatus for CatheterNavigation and Location and Mapping in the Heart”的共同转让的美国专利No.7,263,397中大体上所示的EnSite Precision^TM系统基本相似，其全部公开内容通过引用并入本文。在另一个示例中，定位和导航系统30可以与如在标题为“Method for MedicalDevice Localization Based on Magnetic and Impedance Sensors”的美国专利申请公开No.2020/0138334中大体上所示的EnSite X^TM系统基本相似，其全部公开内容通过引用并入本文。然而，应当理解，定位和导航系统30仅是示例，本质上不是限制性的。用于在空间中定位/导航导管(和用于可视化)的其他技术是已知的，包括例如Biosense Webster,Inc.的CARTO导航和定位系统、Boston Scientific Scimed,Inc.的

系统、Koninklijke Philips N.V.的

系统、Northern Digital Inc.的

系统、常用的透视系统、或诸如来自Mediguide Ltd.的gMPS系统的磁定位系统。

在这方面，一些定位、导航和/或可视化系统可以包括用于产生指示导管位置信息的信号的传感器，并且可以包括例如在基于阻抗的定位系统的情况下的一个或多个电极，或者可替代地，例如在基于磁场的定位系统的情况下被配置为检测磁场的一个或多个特性的一个或多个线圈(即，线绕组)。作为又一示例，系统10可以使用基于电场和基于磁场的系统的组合，如参考标题为“Hybrid Magnetic-Based and Impedance Based PositionSensing”的美国专利No.7,536,218大体上所示，其公开内容通过引用整体并入本文。

脉冲场消融(PFA)是一种用于实现不可逆电穿孔的方法，可使用本文所述的系统和方法实施。在某些情况下，PFA可用于特定心脏组织部位，例如肺静脉，以执行肺静脉隔离(PVI)。在PFA中，可以在相邻电极之间(以双极方法)或在一个或多个电极与返回贴片之间(以单极方法)施加电场。这些方法各有优缺点。

对于损伤尺寸和接近度，单极方法的影响范围更广，并且可以潜在地以相同的施加电压创建更深的损伤。此外，单极方法可能能够从远处(例如，通常接近但不一定接触组织)创建损伤。双极方法可以创建较小的损伤，需要与组织更接近或接触以创建透壁损伤。然而，单极方法可以创建比所需更大的损伤，而使用双极方法生成的损伤可能更局部化。

由于影响范围更广，单极方法可能导致不想要的骨骼肌和/或神经激活。相比之下，双极方法具有与导线上的电极间距成比例的受限的影响范围，并且不太可能使心肌细胞或神经纤维去极化。

为了监测系统10的操作，可以测量导管电极144和/或返回电极18、20和21之间的一个或多个阻抗。例如，对于系统10，可以如2018年10月23日提交的美国专利申请公开No.2019/0117113、2018年12月19日提交的美国专利申请公开No.2019/0183378和2020年5月20日提交的美国专利申请No.63/027,660中所述测量阻抗，其全部内容通过引用并入本文。

图2A和2B是导管组件146的一个实施例的视图，该导管组件146可以与系统10中的导管14一起使用。导管组件146可以被称为环导管。本领域技术人员将理解，在其他实施例中，可以使用任何合适的导管。具体地，图2A是在远端142处具有可变直径环150的导管组件146的侧视图。图2B是导管组件146的可变直径环150的端视图。本领域技术人员将理解，可以使用任何合适的导管(例如，固定环导管、线性导管、篮式导管等)来实施本文所述的方法和系统。如图2A和2B所示，可变直径环150耦合到轴杆44的远侧部分151。

可变直径环150可选择性地在扩张(也称为“开放”)直径160(如图2A中所示)和缩回(也称为“闭合”)直径160(未示出)之间转变。在示例实施例中，扩张直径160是二十八毫米并且缩回直径160是十五毫米。在其他实施例中，直径160可以在任何合适的开放和闭合直径160之间变化。

在所示的实施例中，可变直径环150包括十四个导管电极144，这些电极144围绕处于扩张配置的可变直径环150的圆周基本均匀地间隔开。在缩回配置中，一个或多个电极144可以重叠。在其他实施例中，可以实施导管电极144的其他布置。例如，在一个实施例中，可变直径环150包括十二个导管电极144。

导管电极144是被配置成传导和/或释放一千伏和/或十安培范围内的电流的铂环电极。在其他实施例中，可变直径环150可以包括由任何合适的材料制成的任何合适数量的导管电极144。导管电极144可以包括适合传导高电压和/或高电流(例如，在一千伏和/或十安培范围内)的任何导管电极。每个导管电极144通过绝缘间隙152与每个其他导管电极分开。在示例性实施例中，每个导管电极144具有相同的长度164(如图2B所示)并且每个绝缘间隙152具有与每个其他间隙152相同的长度166。在示例性实施例中，长度164和长度166均约为2.5mm。在其他实施例中，长度164和长度166可以彼此不同。此外，在一些实施例中，导管电极144可能不都具有相同的长度164和/或绝缘间隙152可能不都具有相同的长度166。在一些实施例中，导管电极144不是围绕可变直径环150的圆周均匀地间隔开。

直径160和导管电极144的间距可被开发以向组织提供目标范围的能量密度，以及为不同的人体解剖学几何形状提供足够的电穿孔覆盖。一般而言，需要具有适当长度164的足够数量的电极144以围绕可变直径环150的圆周提供基本均匀且连续的覆盖，同时仍允许足够的柔性以允许可变直径环150扩张和收缩以改变直径160达到期望的极限。

如上所述，导管电极144的长度164可以变化。增加导管电极144的长度164可以增加围绕可变直径环150的圆周的电极144的覆盖，同时还降低电极144上的电流密度(通过增加表面积)，这可以帮助防止电穿孔操作期间的电弧放电。然而，过多地增加长度164可能会阻止可变直径环150形成平滑的圆形并且可能限制可变直径环150的闭合直径160。另外，过长的长度164可能会增加导管电极144的表面积至由电源施加到导管电极144的电流密度低于成功治疗所需的最小电流密度的点。相反，减少长度164减少了表面积，从而增加了导管电极144上的电流密度(假设没有其他系统变化)。如上所述，更大的电流密度可能导致电穿孔期间电弧放电的风险增加，并且可能导致需要添加更大的额外系统电阻以防止电弧放电。此外，如果长度164减小，为了获得围绕可变直径环150的圆周的期望的、均匀的覆盖，则可能需要更多的导管电极144。增加可变直径环150上的导管电极144的数量可以防止可变直径环150能够收缩到期望的最小直径160。

图3A是可与导管14一起使用的替代导管组件200的透视图。导管组件200可被称为篮式导管。导管组件200包括轴杆202和围绕轴杆202的远侧部分206的多个花键204。在该实施例中，导管组件200还包括由花键204包围的球囊208。球囊208可以选择性地膨胀以填充花键204之间的空间。值得注意的是，球囊208用作绝缘体，并且通常减少能量损失，这可能导致损伤尺寸增加。

每个花键204包括耦合到轴杆202的近端210和耦合到轴杆202的远端212。从近端210到远端212，花键204具有径向向外延伸的弓形形状。

在该实施例中，每个花键204包括多个单独的电极220。例如，每个花键204可以包括覆盖在聚合物管222中的弹性材料(例如，镍钛诺)，单独的电极220附接到聚合物管222的外部。在所示的实施例中，每个花键204包括两个电极220。此外，如图2所示，电极220通常被定位为比近端210更靠近远端212，以对应于花键204的将接触肺静脉的部分。

可替代地，每个花键204可以包括任何合适数量和布置的电极220。例如，在一些实施例中，每个花键204包括四个电极220。

在该实施例中，交替花键204交替极性。即，特定花键204上的电极220具有相同的极性，但特定花键204上的电极220与相邻花键204上的电极220具有不同的极性。可替代地，可使用任何合适的极化方案。在输送期间，花键204可以朝向轴杆202塌陷。随后，为了执行消融，花键204被展开以径向向外延伸。

花键204可以都具有相同的长度，或者至少一些花键204可以具有不同的长度。此外，每个花键204上的绝缘材料可以具有相同的长度，或者至少一些花键204可以具有不同长度的绝缘材料。此外，在一些实施例中，导管组件200包括位于花键204远侧的远侧电极(未示出)。远侧电极可用于执行点消融(例如，通过在远侧电极和花键204之一之间创建双极)，和/或可用于可视化/标测目的(例如，将远侧电极与轴杆202上的电极组合使用)。

图3B是可与导管14一起使用的替代导管组件250的透视图，并且图3C是导管组件250的侧视图。与导管组件200(图3A中所示)一样，导管组件250可称为篮式组件。

导管组件250包括轴杆252和围绕轴杆252的远侧部分256的多个花键254。在该实施例中，导管组件250包括由花键254包围的球囊258。球囊258可以选择性地膨胀以占据花键254之间的空间。值得注意的是，球囊258用作绝缘体，并且通常降低能量，这可能导致损伤尺寸增加。

每个花键254包括耦合到轴杆252的近端260和耦合到轴杆252的远端262。花键1004从近端260径向向外延伸到拐点264，然后径向向内延伸到远端262。图3C示出了位于肺静脉266内的导管组件250。

每个花键254的主体由弹性材料(例如，镍钛诺)制成，并且用作相对大的电极。在该实施例中，交替花键254交替极性。即，每个正花键254位于两个负花键254之间，反之亦然。可替代地，可以使用任何合适的极化方案。

为了控制每个花键254的消融区，每个花键254的部分可以覆盖有绝缘材料270(例如，热缩管或聚合物管或聚酰亚胺或PEBAX的喷涂或浸涂)，并且花键254的暴露部分用作电极。在图3B和3C所示的实施例中，拐点264以及拐点264和远端262之间的花键254的部分通常是暴露的，而拐点264和近端260之间的花键254的部分通常是绝缘的。这导致接触肺静脉266的花键254的部分被暴露(参见图3C)。可替代地，可以使用任何合适的绝缘配置。

在输送期间，花键254和球囊258可以塌陷。为了执行消融，花键254被展开，拐点264径向向外延伸，并且球囊258被选择性地膨胀以占据花键254之间的空间。

球囊258和花键254的组合便于导管组件250的直接输送和部署。此外，球囊258将更多能量驱动到消融组织中，并稳定花键254以防止横向移动。此外，使用花键254作为电极而不是单独的较小电极可有助于降低成本并增加导管组件250的可靠性。

花键254可以都具有相同的长度，或者至少一些花键254可以具有不同的长度。此外，每个花键254上的绝缘材料270可以具有相同的长度，或者至少一些花键254可以具有不同长度的绝缘材料270。此外，在一些实施例中，导管组件250包括位于花键254远侧的远侧电极(未示出)。远侧电极可用于执行点消融(例如，通过在远侧电极和花键254之一之间创建双极)，和/或可用于可视化/标测目的(例如，将远侧电极与轴杆252上的电极组合使用)。

本领域技术人员将理解导管组件146(图2A和2B中所示)、导管组件200(图3A中所示)和导管组件250(图3B和3C中所示)仅仅是示例。值得注意的是，本文描述的系统和方法可以使用任何合适的导管组件来实施。

对于电穿孔治疗，使用脉冲发生器(例如，电穿孔发生器26(图1中所示))生成波形并施加在导管电极对之间(即，双极方法)或单个导管电极和返回贴片之间(即，单极方法)。波形可以是单相的、双相的(即同时具有正脉冲和负脉冲)或多相的。此外，波形可以包括一个或多个脉冲群(每个脉冲群包括多个脉冲)。此外，波形由多个参数(例如，脉冲宽度、脉冲幅度、频率等)定义。

可以使用不同的波形来实现不同的目标。例如，一些波形可能导致比其他波形更大或更小的损伤尺寸。此外，一些波形导致比其他波形更高或更低的总能量输送(较少的总能量输送通常对应于较少的目标组织加热)。作为另一个示例，一些波形更有可能引起患者的肌肉收缩。通常，期望在相对短的时间范围内以相对低数量的治疗应用来输送电穿孔治疗。此外，通常期望避免组织的热加热，并且几乎没有或没有骨骼肌募集(即，避免肌肉收缩)。

本文描述的系统和方法使用不对称波形进行电穿孔治疗。如下所述，这些不对称波形通常包括第一脉冲、第二脉冲以及第一和第二脉冲之间的脉冲间延迟。此外，第一和第二脉冲具有彼此不同的幅度和/或不同的脉冲宽度(即，第一和第二脉冲是不对称的)。第一和第二脉冲可以具有相反的极性(即，正脉冲后接负脉冲，或负脉冲后接正脉冲)，或可以具有相同极性(即，两个正脉冲，或两个负脉冲).

图4是包括对称脉冲对的波形400的一个实施例。波形400包括正脉冲402和接下来的负脉冲404。此外，在正脉冲402和负脉冲404之间存在脉冲间延迟406。

如图4所示，正脉冲402具有第一脉冲宽度410和第一脉冲幅度412。类似地，负脉冲404具有第二脉冲宽度414和第二脉冲幅度416。波形400包括对称脉冲对。因此，第一脉冲宽度410基本上等于第二脉冲宽度414，并且第一脉冲幅度412基本上等于第二脉冲幅度416。

例如，第一脉冲宽度410和第二脉冲宽度414可以各自为3微秒(3μs)，具有1μs的脉冲间延迟。这可以称为3-1-3波形(即，3μs的第一脉冲宽度–1μs的脉冲间延迟–3μs的第二脉冲宽度)。第一脉冲幅度412和第二脉冲幅度416可以各自为例如1800伏特(1800V)的数量级。

图5是包括不对称脉冲对的波形500的一个实施例。波形500包括正脉冲502和接下来的负脉冲504。本领域技术人员将理解，波形500可替代地包括负脉冲504和接下来的正脉冲502(或两个负脉冲，或两个正脉冲)。此外，在正脉冲502和负脉冲504之间存在脉冲间延迟506。

如图5所示，正脉冲502具有第一脉冲宽度510和第一脉冲幅度512。类似地，负脉冲504具有第二脉冲宽度514和第二脉冲幅度516。第一脉冲宽度510基本上等于第二脉冲宽度514。然而，第一脉冲幅度512不同于第二脉冲幅度516，导致不对称脉冲对。

例如，第一脉冲宽度510和第二脉冲宽度514可以各自为3μs，具有1μs的脉冲间延迟(即，3-1-3波形)。然而，第一脉冲幅度512可以是600V，而第二脉冲幅度516可以是1800V。本领域技术人员将理解，这些是示例值，并且可以实现任何合适的脉冲宽度和脉冲幅度值。与波形500相似的波形可能导致比对称脉冲对减少的总能量输送和更大的损伤。

图6是包括不对称脉冲对的波形600的另一个实施例。波形600包括正脉冲602和接下来的负脉冲604。本领域技术人员将理解，波形600可替代地包括负脉冲604和接下来的正脉冲602(或两个负脉冲，或两个正脉冲)。此外，在正脉冲602和负脉冲604之间存在脉冲间延迟606。

如图6所示，正脉冲602具有第一脉冲宽度610和第一脉冲幅度612。类似地，负脉冲604具有第二脉冲宽度614和第二脉冲幅度616。第一脉冲幅度612基本上等于第二脉冲幅度616。然而，第一脉冲宽度610不同于第二脉冲宽度614，导致不对称脉冲对。

例如，第一脉冲幅度612和第二脉冲幅度616可以各自为1800V。然而，第一脉冲宽度610可以是1μs，第二脉冲宽度614可以是3μs，并且脉冲间延迟606可以是1μs(即，1-1-3波形)。本领域技术人员将理解，这些是示例值，并且可以实现任何合适的脉冲宽度和脉冲幅度值。相对于对称脉冲对，与波形600相似的波形可允许更高的电压电平、更大的损伤尺寸和减少的治疗应用数量。

图7是包括不对称脉冲对的波形700的另一个实施例。波形700包括正脉冲702和接下来的负脉冲704。本领域技术人员将理解，波形700可替代地包括负脉冲704和接下来的正脉冲702(或两个负脉冲，或两个正脉冲)。此外，在正脉冲702和负脉冲704之间存在脉冲间延迟706。

如图7所示，正脉冲702具有第一脉冲宽度710和第一脉冲幅度712。类似地，负脉冲704具有第二脉冲宽度714和第二脉冲幅度716。在该实施例中，第一脉冲幅度712不同于第二脉冲幅度716，并且第一脉冲宽度710不同于第二脉冲宽度714，导致不对称脉冲对。

例如，第一脉冲幅度712可以是300V，而第二脉冲幅度716可以是1800V。此外，第一脉冲宽度710可以是1μs，第二脉冲宽度714可以是3μs，并且脉冲间延迟706可以是1μs(即，1-1-3波形)。本领域技术人员将理解，这些是示例值，并且可以实现任何合适的脉冲宽度和脉冲幅度值。

相对于对称脉冲对，类似于波形700的波形可以允许更高的电压电平、更大的损伤尺寸和减少的治疗应用数量。与波形700类似的其他波形可导致比对称脉冲对减少的总能量输送和更大的损伤。

在一些实施例中，波形可以包括全部具有相同极性的脉冲(例如，全部为正脉冲或全部为负脉冲)。输送全部具有相同极性的脉冲可能会导致更大的损伤，以及更低的整体能量输送(减少组织加热)。然而，输送全部具有相同极性的脉冲也可能导致更高水平的骨骼肌募集。因此，为了解决这个问题，可以使用包括一个极性的几个脉冲和仅几个相反极性的脉冲的混合波形。例如，混合波形可以包括单个正脉冲，接着是多个负脉冲，接着是另一个单个正脉冲。

作为另一个示例，在一些实施例中，波形仅包括单一极性的单个脉冲(例如，0-0-3波形)。该波形可以作为较大波形的一部分重复多次。

值得注意的是，图4-7的脉冲对可以是较大波形的一部分。例如，脉冲的群(burst)可以包括多个脉冲对的顺序系列。

在一个实施例中，群以相对温和的波形(例如，1-1-1波形)开始，接着是更激进的波形(例如，1-1-3波形)，接着是另一个相对温和的波形。每个脉冲对内的脉冲幅度可以是对称的或不对称的。此外，本领域技术人员将理解，可以使用参数的任何合适组合来改善损伤尺寸、减少发热和/或减少骨骼肌募集。

在另一个实施例中，群包括交替的脉冲对。例如，群可能以相对温和的波形(例如，1-1-1波形)开始，并以随后的更激进的波形(例如，1-1-3波形)结束。

此外，在使用多路输送方案实施的实施例中，第一对电极可输送相对温和的波形(例如，1-1-1波形)，而第二对电极可输送更激进的波形(例如，1-1-3波形)。两个波形可以由不同的电极对顺序地或同时地输送。作为另一个示例，在一些实施例中，从一对电极输送的波形可以在时间上嵌套在由另一对电极输送的波形之间。

在又一实施例中，总脉冲周期可包括不对称脉冲对的对称布置。例如，整个脉冲周期可以包括两个1-1-3波形，接着是两个3-1-1波形，接着是另外两个1-1-3波形。

再次，在本文所述的任何实施例中，参数的任何合适组合可用于改善损伤尺寸、减少总能量输送、减少发热和/或减少骨骼肌募集。例如，1-1-3波形所需的能量是其他等效3-1-3波形的三分之二。此外，通常，为了减少组织加热，可以在增加脉冲数量的同时降低脉冲幅度。例如，本文描述的波形中的脉冲幅度可以在从小于1200V到大于2400V的范围内。此外，本文描述的波形中的脉冲宽度可以在小于1μs到大于5μs的范围内。

本文描述的系统和方法涉及使用不对称波形执行电穿孔。一种电穿孔系统包括包含多个电极的导管、以及耦合到所述导管的脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置为使用所述多个电极中的至少一个生成待输送的波形。该波形包括具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲，以及具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中第一和第二脉冲通过脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)第一脉冲幅度不同于第二脉冲幅度和ii)第一脉冲宽度不同于第二脉冲宽度。

虽然上面以一定程度的特殊性描述了本公开的某些实施例，但本领域技术人员可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下对所公开的实施例做出多种改变。所有的方向参考(例如，上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、顶、底、上面、下面、垂直、水平、顺时针、以及逆时针)仅用于标识目的以帮助阅读者理解本发明，且特别是对本公开的位置、方向、或用途不产生限制。连接参考(例如，附接、耦合、连接等)应该广义地解释并可以包括元件的连接之间的中间构件和元件之间的相对运动。这样，连接参考并非必然指的是两种元件彼此直接地连接并处于固定关系。目的是上面描述中所包含的或附图中所示出的所有事物应该解释为仅说明性的而非限制性的。可以在不脱离所附权利要求书限定的本公开的精神的情况下做出细节或结构的改变。

当介绍本公开或其优选实施例的元件时，冠词“一”、“一个”、“该”和“所述”旨在表示存在一个或多个元件。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在是包含性的，并且意味着除了所列元件之外可能还有其他元件。

由于在不脱离本公开的范围的情况下可以对上述构造进行各种改变，因此上述描述中包含的或附图中所示的所有内容均应被解释为说明性的而非限制性的。

Claims (20)

1.一种电穿孔系统，包括：

包括多个电极的导管；以及

耦合到所述导管的脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置为使用所述多个电极中的至少一个生成待输送的波形，所述波形包括：

具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲；以及

具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中所述第一脉冲和所述第二脉冲由脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)所述第一脉冲幅度不同于所述第二脉冲幅度和ii)所述第一脉冲宽度不同于所述第二脉冲宽度。

2.根据权利要求1所述的电穿孔系统，其中所述第一极性与所述第二极性相反。

3.根据权利要求2所述的电穿孔系统，其中所述第一脉冲幅度不同于所述第二脉冲幅度，并且其中所述第一脉冲宽度不同于所述第二脉冲宽度。

4.根据权利要求2所述的电穿孔系统，其中所述脉冲发生器被配置为生成将被输送至心脏组织的波形。

5.根据权利要求2所述的电穿孔系统，其中所述波形还包括包含第三脉冲和第四脉冲的脉冲对，其中所述第三脉冲和所述第四脉冲具有相同的脉冲宽度和相同的脉冲幅度，并且其中所述脉冲对在所述第一脉冲之前或者在所述第二脉冲之后。

6.根据权利要求2所述的电穿孔系统，其中所述第一脉冲是正脉冲。

7.根据权利要求2所述的电穿孔系统，其中所述第二脉冲是正脉冲。

8.根据权利要求2所述的电穿孔系统，其中所述导管是环导管和篮式导管中之一。

9.根据权利要求2所述的电穿孔系统，其中所述导管被配置为使用所述多个电极中的第一对电极来输送所述第一脉冲和所述第二脉冲，其中所述波形发生器还被配置为生成包括第三脉冲和第四脉冲的脉冲对，并且其中所述导管被配置为使用所述多个电极中的第二对电极输送所述脉冲对，所述第二对电极不同于所述第一对电极。

10.一种与电穿孔系统一起使用的脉冲发生器，所述脉冲发生器被配置为耦合到包括多个电极的导管并且被配置为使用所述多个电极中的至少一个生成待输送的波形，所述波形包括：

具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲；以及

具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中所述第一脉冲和所述第二脉冲由脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)所述第一脉冲幅度不同于所述第二脉冲幅度和ii)所述第一脉冲宽度不同于所述第二脉冲宽度。

11.根据权利要求10所述的脉冲发生器，其中所述第一极性与所述第二极性相反。

12.根据权利要求11所述的脉冲发生器，其中所述第一脉冲幅度不同于所述第二脉冲幅度，并且其中所述第一脉冲宽度不同于所述第二脉冲宽度。

13.根据权利要求11所述的脉冲发生器，其中，所述脉冲发生器被配置为生成将被输送到心脏组织的波形。

14.根据权利要求11所述的脉冲发生器，其中所述波形还包括包含第三脉冲和第四脉冲的脉冲对，其中所述第三脉冲和所述第四脉冲具有相同的脉冲宽度和相同的脉冲幅度，并且其中所述脉冲对在所述第一脉冲之前或者在所述第二脉冲之后。

15.根据权利要求11所述的脉冲发生器，其中所述第一脉冲是正脉冲。

16.根据权利要求11所述的脉冲发生器，其中所述第一脉冲宽度和所述第二脉冲宽度中的至少一个大约为3μs。

17.一种用于控制电穿孔系统的方法，所述方法包括：

使用脉冲发生器生成波形，所述波形包括i)具有第一极性、第一脉冲幅度和第一脉冲宽度的第一脉冲和ii)具有第二极性、第二脉冲幅度和第二脉冲宽度的第二脉冲，其中所述第一脉冲和所述第二脉冲由脉冲间延迟分开，并且其中具有以下至少之一：i)所述第一脉冲幅度不同于所述第二脉冲幅度和ii)所述第一脉冲宽度不同于所述第二脉冲宽度；以及

使用耦合到所述脉冲发生器的导管上的一个或多个电极将所生成的波形输送到目标组织。

18.根据权利要求17所述的方法，其中所述第一极性与所述第二极性相反。

19.根据权利要求18所述的方法，其中所述第一脉冲幅度不同于所述第二脉冲幅度，并且其中所述第一脉冲宽度不同于所述第二脉冲宽度。

20.根据权利要求18所述的方法，其中所述波形还包括包含第三脉冲和第四脉冲的脉冲对，其中所述第三脉冲和所述第四脉冲具有相同的脉冲宽度和相同的脉冲幅度，并且其中所述脉冲对在所述第一脉冲之前或者在所述第二脉冲之后。

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