CN219109714U - 一种电治疗发生器、系统 - Google Patents

Abstract

本实用新型是一种电治疗发生器、系统，电治疗发生器包括控制器和至少一个可调电路，可调电路的特征在于，包括:隔离式开关电源；可调式恒压电路，其输入端与直流电源的输出端连接，由控制器设定其输出的恒定电压值，以限定电治疗发生器的输出电压不超过恒定电压；可调式恒流电路，其输入端与可调式恒压电路输出端连接，其输出端至少连接一对极性相反的电极，由控制器设定其输出的恒定电流值，用于限定电治疗发生器输出的恒定电流不超过恒定电流；可调电路的阈值电阻值，等于恒定电压值除以恒定电流值；本实用新型通过一种恒压和恒流电路，限定安全电压和电流范围，保证治疗的安全性；同时保持输出恒定电流及时间，确保电治疗的有效性。

Description

一种电治疗发生器、系统

技术领域：

本实用新型属于医疗器械技术领域，具体的是一种电治疗发生器、系统。

背景技术：

直流电消融早在19世纪就已经被用于微创组织消融，也被称之为电化学疗法(EChT)或电消融，是通过插在处理组织中的电融探针将直流电流传递到治疗范围内，通过对人体的不同部位施加不同强度的直流电，引起治疗范围局部的PH值变化而形成细胞毒素环境，以及在电解过程中形成的一些新的化学物质进而导致细胞死亡的方法。

电化学治疗对肿瘤细胞杀伤机理主要从以下几方面破坏以上物质代谢过程:①电渗析作用，肿瘤组织内H₃ ⁺O由正极迁移至负极，造成负极区水肿，正极区脱水，由于蛋白质沉淀﹑密度增大，正极区形成凝固性坏死，负极区形成液化性坏死。②由于电解，质子和氢氧根离子扩散，迁移，正极区形成强酸性，负极区形成强碱性，导致局部癌细胞死亡。③细胞内外在电化学治疗时各元素浓度改变，离子在电场中扩散，迁移。④在正极产生新生态氧、次氯酸、氯氯等。负极产生氢、均影响细胞生存。

因此直流电消融法是直观且有效地，根据欧姆定律，现有直流电消融设备仅从常识的角度考虑，对输出的直流电一般设有两种不同的限制方式；一种方式是限制设备输出的电流，使电流为恒定参数，保证产生足够的电荷量以增强消融效果，但这种恒流的方式可能会导致输出电压超过消融部位所能承受的安全电压；另一种方式是限制设备输出的电压，使电压为限压的方式会导致输出的电流急剧下降。

因此现有的直流电消融设备中存在不能同时保证电消融安全性和有效性的问题。

实用新型内容：

本实用新型提出一种电治疗发生器、系统，使电消融达到在恒定输出电压的条件下既安全又有效治疗的技术效果。

为达到上述技术效果，本实用新型采用：一种电治疗发生器，包括控制器和至少一个可调电路，可调电路包括隔离式开关电源；可调式恒压电路，其输入端与所述隔离式开关电源的输出端连接，由控制器设定其输出的恒定电压(U₀)值，以限定电治疗发生器的输出电压不超过所述恒定电压(U₀)，所述恒定电压的设定范围为：2V≤U₀≤30V；

可调式恒流电路，其输入端与所述可调式恒压电路输出端连接，其输出端至少连接一对极性相反的电极，由控制器设定其输出的恒定电流(I₀)值，用于限定电治疗发生器输出的恒定电流不超过所述恒定电流(I₀)，所述恒定电流的设定范围为:0＜I₀≤150mA；

可调电路的阈值电阻(R₀)值，等于所述恒定电压(U₀)值除以所述恒定电流(I₀)值(R₀＝U₀/I₀)。

进一步的，包括输出电压和电流采集电路，用于采集电治疗发生器输出至电极的输出电压(U_e)及输出电流(I_e)，并计算出接触或插入人体组织的任意电极对之间的人体电阻(R_e，R_e＝U_e/I_e)：

(1)若人体电阻(R_e)≤阈值电阻(R₀)，则电治疗发生器以恒定电流(I₀)输出；

(2)若人体电阻(R_e)＞阈值电阻(R₀)，则电治疗发生器输出电流(I_e)<恒定电流(I₀)。

进一步的，要保持输出电流以恒定电流(I₀)输出，须至少包括以下一种和/或几种控制方式，使阈值电阻(R₀)≥人体电阻(R_e)：

(1)保持恒定电圧(U₀)值不变，调低恒定电流(I₀)值；

(2)调高恒定电圧(U₀)值，保持恒定电流(I₀)值不变；

(3)调高恒定电圧(U₀)值，同时调低恒定电流(I₀)值。

进一步的，电极分组电路，用于可调式恒流电路接入电极之前对电极进行分组，每组至少包括一个阴极和一个阳极，电极分组电路包括至少一个继电器，继电器用作分组选择开关；

电极极性电路，用于分组前或后的电极的极性设定，其至少包括一个阴极选择开关和一个阳极选择开关，电极极性电路包括至少一个继电器，继电器用作电极极性选择开关。

进一步的，通过布置和调整电极位置，及调整电极极性和分组，可引导组织内带电的细胞、分子和其他生物物质向异性电极所在的位置定向移动。

本实用型新型还包括一种电治疗系统，包括一主机，一主控制器，其特征在于，还包括：

R波同步模块，设置于主机上，用于采集患者ECG信号并分离出R波同步信号，并将其反馈给主控制器，所述主控制器将R波同步信号转换为同步控制指令；

上述的任一种电治疗发生器，设置于主机上，按照主控制器发出的同步控制指令在R波同步标识的心脏不应期内输出治疗电流。

进一步的，电治疗发生器设定的恒定电压(U₀)按输出电极的距离(L_e)设定300伏特/厘米(300V/cm),U₀＝L_e*300；

进一步的，同步控制指令包括以下一种和/或几种组合的指令模式：

(1)主控制器检测出心肌不应期开始即发出工作指令，心肌不应期结束即发出停止工作指令，使整个心肌不应期期间保持同一工作状态；

(2)心肌不应期开始发出连续渐次性工作指令，达到预设工作指令后即保持这一工作状态，并在心肌不应期结束前发出连续渐次性停止工作指令，使心肌不应期结束即完全停止工作；连续渐次性指令包括但不限于：线型波形工作指令、指数型波形工作指令、对数型波形工作指令、幂数型波形工作指令。

进一步的，电脉冲治疗发生器和/或肿瘤治疗电场发生器。

进一步的，冷冻发生器和/或温度检测模块。

进一步的，治疗过程中同步使用电脉冲治疗发生器和/或肿瘤治疗电场发生器和/或冷冻治疗发生器，和/或异步使用电脉冲治疗发生器和/或肿瘤治疗电场发生器和/或冷冻治疗发生器。

本实用新型具有以下优点：(1)本实用新型通过一种恒压恒流电路，限定了安全电压范围，保证治疗的安全性；同时输出恒定的直流电流并维持一定的时间，从而达到有效电治疗的目的。

(2)本实用新型提出经过一种直观显示电治疗是否为恒流输出的方法，即：通过测算阈值电阻值与人体实测电阻值进行比对，以直观显示电治疗过程中是否为恒流输出，并通过该比对结果给出可供使用人员参考的治疗参数。

附图说明：

图1为一种电治疗发生器的原理结构图；

图2为一种电治疗发生器的一具体实施例；

图3为一种电治疗发生器的另一具体实施例；

图4为一种电治疗系统的原理结构图；

图5为一种电治疗系统的一实施例电路原理图；

图6为一种电治疗系统的另一实施例电路原理图；

图7为R波信号与不应期的对应图；

图8为本实用新型电治疗的恒流输出与现有技术的差异图；

图9为根据R波不应期发出的控制电治疗的控制指令图；

图10为电治疗系统引导带电物质定向移动的布置电极方法图

具体实施方式：

下面将结合本实用新型实施例中的附图，对本实用新型实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本实用新型一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本实用新型中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本实用新型保护的范围。

本实用新型的说明书和权利要求书及上述附图中的术语“第一”、“第二”、“第三”“第四”等(如果存在)是用于区别类似的对象，而不必用于描述特定的顺序或先后次序。应该理解这样使用的数据在适当情况下可以互换，以便这里描述的本实用新型的实施例能够以除了在这里图示或描述的那些以外的顺序实施。此外，术语“包括”和“具有”以及他们的任何变形，意图在于覆盖不排他的包含，例如，包含了一系列步骤或单元的过程、方法、系统、产品或设备不必限于清楚地列出的那些步骤或单元，而是可包括没有清楚地列出的或对于这些过程、方法、产品或设备固有的其它步骤或单元。

本实用新型中所涉及的电路均符合欧姆定律的要求，在欧姆定律中：U＝I*R，或者R＝U/I或者I＝U/R，用“/”表示“除以”，用“*”表示“乘以”，均为本领域人员常识，不存在争议。

下面以具体地实施例对本实用新型的技术方案进行详细说明。下面这几个具体的实施例可以相互结合，对于相同或相似的概念或过程可能在某些实施例不再赘述。

本实用新型为一种电治疗发生器，用于在限定的安全电压范围内输出一恒定的直流电流并维持一定的时间，从而达到电治疗的目的。

如图1所示：

本实用新型中，电治疗发生器包括：

控制器，包括输入输出和存储计算模块，控制模块用于响应程序、机械信号和/或电信号对各参数调控、显示并存储计算，对于有独立控制需求的参数，控制器可以为一个仅针对某一参数的单一控制器，也可以为多个单一控制器组合的集成控制器，通过不同的端口对各参数分别实施独立的控制；

隔离式开关电源，用于为电治疗过程提供直流电能，通过高频变压器来进行电流转换，输入和输出通过变压器进行物理性的隔离，确保电治疗的安全性；

至少一个可调电路，用于保证电治疗过程的安全性及有效性，包括可调式恒压电路，其输入端与直流电源的输出端连接，由控制器设定其输出的恒定电压(U₀)值，以限定电治疗发生器的输出电压不超过所述恒定电压(U₀)，即恒定电压(U₀)是电治疗过程的安全电压，在电治疗过程中无论电流及人体电阻(R_e)如何变化，其输出电压(U_e)始终不会超出恒定电压(U₀)这一值，或者说，当输出电流(I_e)乘以人体电阻(R_e)的理论电压值超出恒定电压(U₀)后，治疗电路也仅以恒定电压(U₀)输出，从而保证了电治疗过程的安全性，恒定电压(U₀)的调节范围在2V-30V之间，即用户可以根据电治疗部位距离心脏的远近在2V到30V之间选择电压值；

需要说明的是，在一具体实施例中，用户用于电治疗心脏部位，设定的电压值为6V，能够达到预想的治疗效果，但根据不同人群的差异用户在心脏部位治疗时最高将电压值调到了8V也是安全的；在另一具体实施例中，用户用于电治疗肺部位，该部位已经与心脏有了一定的距离，所以用户将电压调至15V达到了预定效果，也在更远心脏的肺部位及不同人群的电治疗中将电压调至20V也是安全的；在又一具体实施例中，用户用于治疗肝脏部位，该部位距离心脏较远，用户将治疗电压设置为20V可以达到预定效果，当然最高调至30V也是安全的；

可调式恒流电路，其输入端与可调式恒压电路输出端连接，其输出端至少连接一对极性相反的电极，由控制器设定其输出的恒定电流(I₀)值，用于限定电治疗发生器输出的恒定电流不超过所述恒定电流(I₀)，这一电流即是电治疗的最有效电流值，当这一恒定电流(I₀)持续输出一定的时间后可以达到有效的电治疗效果，当然为防止电治疗过程中产生的的热效应，恒定电流(I₀)也限定了电治疗过程的最高电流，恒定电流(I₀)的调节范围在0mA-150mA之间，用户可以在安全电压范围内，根据治疗效果进行调整，另外，可能存在电治疗过程中的输出电流(I_e)达不到恒定电流(I₀)的情况，所以，必须要确定可调电路的阈值电阻(R₀)值，等于所述恒定电压(U₀)值除以所述恒定电流(I₀)值(R₀＝U₀/I₀)，在一实施例中用户可以直接通过判断人体电阻(R_e)与阈值电阻(R₀)的关系判断电治疗的效果。

需要说明的是，为实现预定的电治疗效果，本电治疗发生器还需要设置一些本领域技术人员公知的必要组件，其可以独立设置于电治疗发生器系统外部，同时也可装配至本电治疗发生器系统中，并不会影响本领域技术人员对本实用新型的实现，故此，类似的装置或模块不再赘述。

下面举出具体实施例对本实用新型进行具体说明：

实施例一：本实用新型中电治疗发生器包括控制器，控制器受机械信号和/或电信号的控制，响应控制信号可调控电治疗发生器的输入和输出功能，并对信息进行计算和储存；电治疗发生器设有至少一对接口分别输出阴极和阳极电流，接口用于连接外部硬件，例如：消融针，因此外部硬件的输出电极性也至少是一个阳极和一个阴极。以消融针举例，消融针可以是刚性消融针也可以是柔性消融针，消融针的表面应设有至少一个导电部分用于电传导。

电治疗发生器需要向患者输出直流电，因此优选方案设有交直流转换模块，以保证通过电源输入电治疗发生器后的电流为直流电，其中电源优选的是采用隔离式开关电源。

电治疗发生器包括一个可调电路，可调电路包括可调的恒压电路和可调的恒流电路，使电流在电治疗发生器内部的电压值和电流值在一定的范围内既可调又稳定，该范围优选的是电流值为0～150mA，电压值为2～30V；电流首先通入恒压电路，然后以恒压形式继续输出至恒流电路，经过恒流电路后输出的电流是恒流的直流电，应注意须顺次接入恒压电路和恒流电路，接入顺序不可变动。

电流经过隔离式开关电源流出首先经过恒压电路，使输出的电压恒定，随后电流流经恒流电路使输出的电流恒流，电流以该形式传输到消融针，使消融针的导电部分接触到电阻前，具体的是接触到人体前保持恒流的输出状态，上述消融针至少设置两支且输出的极性相反。

本实用新型中所指明的恒压电路是指经过该电路的输出电压为恒定值，该恒定电压值由控制模块调控和设置，上述“输出”指的是恒压电路的输出端的输出；本实用新型中所指明的恒流电路是指经过该电路的输出电流为恒定值，该恒定值由控制模块调控和设置，应注意上述“输出”指的是输出至消融针，而根据恒定电压和恒定电流可以计算得到一个电阻值，该电阻值被定义为阈值电阻。

即可以解释为：通过输出的恒定电压(U₀)和恒定电流(I₀)计算得出阈值电阻(R₀)，具体的：R₀＝U₀/I₀，阈值电阻作为重要参考值在控制模块中计算并存储。

通过消融针输出至人体的电压不同于恒定电压(U₀)，输出至人体的电流可能不同于恒定电流(I₀)，该参数通过设置在电治疗发生器中的电压采集电路和电流采集电路采集、计算并存储至控制模块；为方便理解，本实用新型将二者定义为输出电压(U_e)和输出电流(I_e)，同时由此可以计算出人体电阻(R_e)，具体的：R_e＝U_e/I_e，阻抗不同于外部电源输出的电流，容易受到输出源的影响降低输出流，在一般情况下人体电阻的浮动较小，属于较为稳定的比对参数，因此人体电阻作为重要参考值在控制模块中实时计算并存储。

由于电治疗发生器的控制模块中可以同时存储有阈值电阻(R₀)和人体电阻(R_e)的参数，由此通过控制模块可以比对并计算出二者的大小关系。

如图2-3所示，图2和图3展示的是阈值电阻(R₀)分析表，该表用于示例，图中左侧栏表示测试输出电流(I_e)值，右侧栏表示测试的输出电压(U_e)值，底部栏表示测试的测试电阻值；如图中曲线所见，在恒定的输出电流(I_e)和输出电压(U_e)条件下，模拟人体不同患者、不同治疗部位和不同治疗情况下的电阻值变化，通过不断调整测试电阻，在超过某一个电阻值的条件下，输出电流(I_e)出现拐点，即：输出电流(I_e)＜恒定电流(I₀)，产生拐点的电阻值即被定义为阈值电阻(R₀)值。

具体的，图2为恒定电压U_o＝20V、恒定电流I_o＝20mA，I_o＝30mA，I_o＝50mA，I_o＝100mA时，可调电路随人体电阻变化的输出电压U_e和电流I_e值的变化图；图3为恒定电压U_o＝5V、恒定电流I_o＝20mA，I_o＝30mA，I_o＝50mA，I_o＝100mA时，可调电路随人体电阻变化的输出电压U_e和电流I_e值的变化图；如图所示，当人体电阻(R_e)小于或等于阈值电阻(R₀)时，电路输出恒定电流(I₀)，但受限于内部电路的分压，所以输出电压并非可调式恒压电路输出的电压值，人体电阻(R_e)大于阈值电阻(R₀)时，可调式恒流电路无法再调节至恒定电流(I₀)，而以实际电流输出，但是，根据欧姆定律，当实际输出电流与人体电阻的乘积计算出的实际电压值超出恒定电压(U₀)时，可调式恒压电路发挥作用，使最高的输出电压不超过恒定电压(U₀)，从而保证了电治疗的安全性；

举例说明：在人体电阻(R_e)未达到200Ω的时候，以20V电压，100mA的电流输出到人体可保持恒定电流(I₀)输出的状态；而当人体电阻(R_e)高于200Ω的时候，以20V电压，100mA的电流输出到人体可以在保证输出电压(U_e)不高于恒定电压(U₀)的前提下，输出的恒定输出电流(I_e)要小于恒定电流(I₀)。

基于上述的相关说明，本实施例具有如下使用方式：

首先在进行电治疗前，通过操纵控制器对电治疗发生器输出的电流和电压进行设置，调节恒定电压(U₀)，一种优选的可调恒压电路可以将输出电压设置为2～30V范围内的任意恒定值且该电压连续可调。随后进行电流设置，调节设定电流(I₀)，一种优选的可调恒流电路可以将输出的电流设置为10～150mA范围内的任意恒定值连续可调且该电流连续可调。

上述范围值需根据患者的消融位置、个体的基本情况以及其他外部因素综合考虑设置。

根据设置好的恒定电流(I₀)和恒定电压(U₀)，通过控制器的计算得出阈值电阻(R₀)。

通过控制器控制电消融装置，使电消融装置输出一个电流，输出电流的电流值和电压值可以是测试用的微电流，其目的是计算得出人体电阻(R_e)，同样的也可以直接依据恒定电流(I₀)和恒定电压(U₀)输出至人体，得出输出电流(I_e)和输出电压(U_e)，以此计算得出人体电阻(R_e)。

控制器接受并计算上述任意信息并反馈给用户，反馈的方式可以是通过显示屏显示的，用户可接收到的参数可参考下表。

表1

如表1所示，用户可通过触屏或其他交互设备与控制器交互，通过控制器设定恒定电压(U₀)、恒定电流(I₀)和治疗时间(t₀)，并据此计算出阈值电阻(R₀)和预计电量(Q₀)；实时治疗时间(t_e)是根据电治疗发生器的消融功能激活总时间实时变化的，同样的输出电量(Q_e)随着实时治疗时间(t_e)的变化而实时变化。

通过测量输出电压(U_e)和输出电流(I_e)，控制器计算人体电阻(R_e)，可直观看出与出阈值电阻(R₀)的大小关系，进而根据情况进行如下操作：

如果人体电阻(R_e)≤阈值电阻(R₀)，则意味着电治疗发生器以可以以设定的恒定电流(I₀)输出至人体，即：输出电流(I_e)＝恒定电流(I₀)，在恒流的条件下，单位时间内消融效果稳定且可控可预见。

而如果人体电阻(R_e)＞阈值电阻(R₀)，则意味着电治疗发生器输出至人体的输出电流(I_e)<设定恒定电流(I₀)；而如果想要要保持输出电流以恒定电流(I₀)输出，则可以通过以下一种和/或几种操作方式进行尝试，调整介入人体两个电极之间的阻抗，以达到人体电阻(R_e)≤阈值电阻(R₀)的目的：

(1)调整电极位置和间距，减小电极间电阻；

(2)在电极间组织内注入高导电性的溶液(如生理盐水)或溶质；

(3)将置于冷冻组织中的电极解冻。

或者考虑调整阈值电阻(R₀)，通过以下一种和/或几种操作方式进行尝试，以达到人体阈值电阻(R₀)≥人体电阻(R_e)：

(1)保持恒定电圧(U₀)值不变，调低恒定电流(I₀)值；

(2)调高恒定电圧(U₀)值，保持恒定电流(I₀)值不变；

(3)调高恒定电圧(U₀)值，同时调低恒定电流(I₀)值；

应注意，上述“调高恒定电圧(U₀)值”的意义并非放弃使用相对安全的治疗电压，而是在相对安全的治疗电压范围内尽可能高的调节。

例如：心脏附近相对安全的治疗电压为6-8V，当计算得出人体电阻(R_e)＞阈值电阻(R₀)时，使用人员检查设定的恒定电压(U₀)是否过低如果设置的过低(例如恒定电压(U₀)设置为4v)，则可以调高恒定电压(U₀)。

经上述步骤的校验和调节可使得本实用新型中电治疗发生器输出安全且有效的直流电消融能量。

如果经上述调整仍不能使得人体电阻(R_e)≤阈值电阻(R₀)，则可以在恒压的条件下，以输出电流(I_e)＜恒定电流(I₀)的状态持续恒流输出。

实施例二：

基于实施例一的电治疗发生器，实施例二是分组电治疗发生器，一种优选的结构是可调电路还包括电极分组电路，用于可调式恒流电路接入电极之前对电极进行分组，每组至少包含一个阴极和一个阳极，电极分组电路包括至少一个继电器，继电器用作分组选择开关；

电极极性电路，用于分组前或后的电极的极性设定，其至少包含一个阴极选择开关和一个阳极选择开关，电极极性电路包括至少一个继电器，继电器用作电极极性选择开关。

电极分组电路和电极极性电路均连接至分组电治疗发生器的接口，使连接至接口的硬件具有输出极性可调、激活状态可调和可分组调节的功能。具体可参考图5和图6，图5是单组电路的电极分组电路和电极极性电路的实现方式，图6代表多个端口的电极分组电路和电极极性电路实现方式，图中作为实施例具有8个具有该功能的可调电路。

因此，分组电治疗发生器中可设置多个可调电路，每个可调电路均包括电极分组电路和电极分组电路之一或全部。

基于实施例一的功能，本实施例中的通过可调的极性和分组状态可以多方面的规划消融方案，例如：通过调节分组电治疗发生器的输出端口的分组状态，批量、统一的调节若干支消融针的将要输出的电治疗参数(例如：恒定的电压、电流强度和极性)。

因此，分组电治疗发生器具有实施例一中电治疗发生器的所有应用方法，在此基础上用户可通过触屏或其他交互设备与控制器交互，调整消融针的极性和分组状态。

如图10所示：

可以通过设置和分配若干支消融针输出不同极性的直流电，使与带电药物分子的极性相反的消融针设置在治疗区域的外围，极性相同的消融针设置在治疗区域的中心位置，从而引导带线药物分子定向移动，有助于药物的释放以增大作用范围或进行靶向治疗。

实施例三：

如图4所示，应用实施例一和实施例二的电治疗发生器和分组电治疗发生器。本实用新型包括一种电治疗系统，系统还包括主机、主控制器和R波同步模块；主控制器用于控制系统内的任意模块，R波同步模块用于采集患者ECG信号(ECG,electrocardiogram)并分离出R波同步信号，并将其反馈给主控制器，主控制器将R波同步信号转换为同步控制指令；主控制器检测出心肌不应期开始即发出工作指令，心肌不应期结束即发出停止工作指令，使整个心肌不应期期间保持同一工作状态；

心肌不应期开始发出连续渐次性工作指令，达到预设工作指令后即保持这一工作状态，并在心肌不应期结束前发出连续渐次性停止工作指令，使心肌不应期结束即完全停止工作；所述连续渐次性指令包含但不限于：线型波形工作指令、指数型波形工作指令、对数型波形工作指令、幂数型波形工作指令，波形可参考图9。

需要说明的是，当电治疗发生器结合R波同步信号进行电治疗时，电治疗发生器的可调式恒压电路的输出电压范围根据电极之间的距离进行提高，通常电极距离(L_e)以厘米(cm)为单位，电极之间每厘米可以施加300伏特(V)的电压，即：恒定电压(U0)＝电极距离(L_e)*300(V/cm)，当然，在具体电治疗过程中还需要考虑患者的实际情况，以增大或减小每厘米的电压施加值。

本实用新型充分利用心肌的不应性，参考图7和图8，以一种方波的实现方式举例说明，心肌的不应性即心肌细胞兴奋后不能立即再产生第二次兴奋的特性。心肌细胞在初作电位0相之后，直到膜电位恢复到-55mV水平以前，无论如何强的刺激都不能引起新的动作电位，这一段时间称为有效不应期。自-55mV恢复到-60mV左右这一短暂时间内，仅对高强度的阈上刺激引起一个不能扩播传导的微弱反应，即局限性兴奋，这一短暂时间与约对不应期的实际意义基本相同，所以，目0相开始直到3相膜内电位恢复到-60mV这一段时间(约为200～300ms)，称为有效不应期(ERP，Effective refractory Period)；从有效不应期完毕到膜电位恢复到-80mV，称为相对不应期(RRP，Relative refractory period)(时长约为100ms)。在此期间内，较强的刺激可引起扩播性兴奋。

在本实用新型的电治疗发生器可以充分利用有效不应期(ERP)和相对不应期(RRP)进行电刺激，力求在此期间(约300～400ms)持续的输出一个低强度的电解能量，以达到阴阳极最大电荷量交换的目的，保证治疗的安全性和有效性。

区别于现有电脉冲消融手段的是，电脉冲消融需要在极短的时间内输出极高的电流，因此产生的电压很高，在相对不应期(RRP)期间内人体仍然会对这种强度的电刺激产生较大的反应。且电脉冲消融发生器需要在一个心肌不应期期间打出多个高强度的脉冲以增强治疗效果。

实施例四：

一种优选的系统还包括配合消融发生器，配合消融发生器包括冷冻消融发生器和/或电脉冲消融发生器，选用冷冻消融发生器的同时应配有复温装置和温度检测模块；如同前述中直流电消融的治疗原理，主要是在治疗区域形成酸碱性利用酸碱性对肿瘤细胞进行消杀，因此可以提高细胞透化的治疗方式均可以结合到系统中使用，需要说明的是冷冻消融和电脉冲消融本身也是肿瘤治疗的手段，结合使用可以进一步增强消融的效果，应注意的是靶区经过冷冻后，人体电阻(R_e)会有一定程度的增大，应对靶区的温度进行实时监测或高频检测，以人体电阻(R_e)与阈值电阻(R₀)的对应关系，调整消融方案。

需要说明的是，电治疗发生器配合电脉冲消融发生器时，通常选用刚性消融针以进行电穿孔治疗，但由于病灶位置的不同，电治疗发生器还可采用柔性消融针进行电治疗，例如，肠道中的病灶电治疗。

上述实施例仅例示性说明本实用新型的原理及其功效，而非用于限制本实用新型。任何熟悉此技术的人士皆可在不违背本实用新型的精神及范畴下，对上述实施例进行修饰或改变。因此，举凡所属技术领域中具有通常知识者在未脱离本实用新型所揭示的精神与技术思想下所完成的一切等效修饰或改变，仍应由本实用新型的权利要求所涵盖。

Claims (8)

1.一种电治疗发生器，包括控制器和至少一个可调电路，所述可调电路的特征在于，其包括:

隔离式开关电源；

可调式恒压电路，其输入端与所述隔离式开关电源的输出端连接，由控制器设定其输出的恒定电压(U₀)值，以限定电治疗发生器的输出电压不超过所述恒定电压(U₀)，所述恒定电压的设定范围为：2V≤U₀≤30V；

可调式恒流电路，其输入端与所述可调式恒压电路输出端连接，其输出端至少连接一对极性相反的电极，由控制器设定其输出的恒定电流(I₀)值，用于限定电治疗发生器输出的恒定电流不超过所述恒定电流(I₀)，所述恒定电流的设定范围为:0＜I₀≤150mA；

可调电路的阈值电阻(R₀)值，等于所述恒定电压(U₀)值除以所述恒定电流(I₀)值(R₀＝U₀/I₀)。

2.根据权利要求1所述的一种电治疗发生器，其特征在于：包括输出电压和电流采集电路，用于采集所述电治疗发生器输出至电极的输出电压(U_e)及输出电流(I_e)，并计算出接触或插入人体组织的任意电极对之间的人体电阻(R_e，R_e＝U_e/I_e)：

(1)若人体电阻(R_e)≤阈值电阻(R₀)，则电治疗发生器以恒定电流(I₀)输出；

(2)若人体电阻(R_e)＞阈值电阻(R₀)，则电治疗发生器输出电流(I_e)＜恒定电流(I₀)。

3.根据权利要求2所述的一种电治疗发生器，其特征在于：要保持输出电流以恒定电流(I₀)输出，须至少包括以下一种和/或几种控制方式，使阈值电阻(R₀)≥人体电阻(R_e)：

(1)保持恒定电圧(U₀)值不变，调低恒定电流(I₀)值；

(2)调高恒定电圧(U₀)值，保持恒定电流(I₀)值不变；

(3)调高恒定电圧(U₀)值，同时调低恒定电流(I₀)值。

4.根据权利要求1或2所述的一种电治疗发生器，其特征在于，还包括：

电极分组电路，用于所述可调式恒流电路接入电极之前对电极进行分组，每组至少包括一个阴极和一个阳极，所述电极分组电路包括至少一个继电器，所述继电器用作分组选择开关；

电极极性电路，用于分组前或后的电极的极性设定，其至少包括一个阴极选择开关和一个阳极选择开关，所述电极极性电路包括至少一个继电器，所述继电器用作电极极性选择开关。

5.根据权利要求4所述的一种电治疗发生器，其特征在于：通过布置和调整电极位置，及调整电极极性和分组，可引导组织内带电的细胞、分子和其他物质向异性电极所在的位置定向移动。

6.一种电治疗系统，包括一主机，一主控制器，其特征在于，还包括：

R波同步模块，设置于主机上，用于采集患者ECG信号并分离出R波同步信号，并将其反馈给主控制器，所述主控制器将R波同步信号转换为同步控制指令；

权利要求1-5所述的任一种电治疗发生器，设置于主机上，按照主控制器发出的同步控制指令在R波同步标识的心脏不应期内输出治疗电流。

7.根据权利要求6所述的电治疗系统，其特征在于：所述电治疗发生器设定的恒定电压(U₀)按输出电极的距离(L_e)设定300伏特/厘米(300V/cm),U₀＝L_e*300。

8.根据权利要求6所述的电治疗系统，其特征在于：所述同步控制指令包括以下一种和/或几种组合的指令模式：

(1)主控制器检测出心肌不应期开始即发出工作指令，心肌不应期结束即发出停止工作指令，使整个心肌不应期期间保持同一工作状态；

(2)心肌不应期开始发出连续渐次性工作指令，达到预设工作指令后即保持这一工作状态，并在心肌不应期结束前发出连续渐次性停止工作指令，使心肌不应期结束即完全停止工作；所述连续渐次性指令包括但不限于：线型波形工作指令、指数型波形工作指令、对数型波形工作指令、幂数型波形工作指令。

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