TW201422276A

TW201422276A - 電穿孔裝置

Info

Publication number: TW201422276A
Application number: TW102138790A
Authority: TW
Inventors: Punit Dhillon; Brian Mccluskey
Original assignee: Oncosec Medical Inc
Priority date: 2012-10-25
Filing date: 2013-10-25
Publication date: 2014-06-16
Also published as: US9020605B2; EP2911736A4; AR093146A1; WO2014066655A2; US20140121728A1; US20150297887A1; EP2911736A2; WO2014066655A3

Abstract

本發明揭示一種產生電信號之電穿孔裝置，可回應於電極之一覆蓋區域調整該等電信號，使得該等電信號在遞送至該覆蓋區域內之細胞時係可耐受的。該電穿孔裝置可包含一施用器、自該施用器延伸之複數個電極、與該等電極電連通之一電源供應器及耦合至該等電極之一導引部件。該等電極係與一覆蓋區域相關聯。該電源供應器經組態以產生一或多個電穿孔信號至該覆蓋區域內之細胞。該導引部件可經組態以調整該等電極之該覆蓋區域。在一些實施例中，該等電信號可包含產生一合成干涉波形以有效地以該覆蓋區域為目標之相對波形且各波形可為單極波形或雙極波形。

Description

電穿孔裝置

本發明係關於一種經組態以依一可耐受方式遞送一或多個電穿孔信號之電穿孔裝置。

在20世紀70年代，已發現電場可用於在不引起對細胞之永久損壞的情況下在細胞中產生孔。此發現使大分子、離子及水可穿過一細胞壁引入至該細胞之細胞質中。在一些例項中，電穿孔可用於局部治療，諸如對於頭頸部癌將化學品及其他化合物引入至腫瘤中。在此等程序期間，病人可能無法處於全身麻醉，所以應較佳最小化疼痛及無意識肌肉運動。

一些電穿孔裝置可產生在一細胞之壁內誘發電穿孔以允許大分子、離子及水引入至該細胞之細胞質中之脈衝列。然而，產生電穿孔效應所需之其等之電場或信號頻率(通常約3.3Hz)可引起病人在接受治療時經歷顯著疼痛。該疼痛可至少部分為在一電磁波穿過肉體行進時頻率或電場對皮膚阻抗產生之一相反效應之一結果。例如，在50Hz之皮膚阻抗係約32000Ω而在4000Hz之皮膚阻抗係降低至約40Ω。已觀察到，阻抗愈高，疼痛愈大。

因此，此項技術中需要遞送用於遞送一治療劑之一足夠強脈衝但防止歸因於細胞結構阻抗之疼痛之一電穿孔裝置。

本發明係關於一種電穿孔裝置，其包括一施用器、自該施用器延伸之複數個電極、與該等電極電連通之一電源供應器及耦合至該等電極之一導引部件。該等電極可與一覆蓋區域相關聯。該電源供應器可經組態以產生一或多個電穿孔信號至該覆蓋區域內之細胞。該導引部件可經組態以調整該等電極之該覆蓋區域。該導引部件可滑動耦合至該施用器。

導引部件可滑動耦合至施用器且該施用器可與一施用器端相關聯。使該導引部件滑動朝向該施用器端可減小覆蓋區域。

導引部件可滑動耦合至施用器。該施用器可與一施用器端相關聯。使該導引部件滑動遠離該施用器端可增加覆蓋區域。

電極之至少一部分可定位在施用器內成一圓錐形配置。一或多個電穿孔信號可各與一電場相關聯。該裝置可進一步包括耦合至電源供應器及電極之一電位計。該電位計可經組態以使該電場實質上維持在一預定範圍內。

該一或多個電穿孔信號可各與一電場相關聯。該裝置可進一步包括耦合至電源供應器及電極之一電位計。該電位計可經組態以維持該電場為約1300V/cm。

電源供應器可與一輸出功率相關聯。該裝置可進一步包括耦合至電源供應器及電極之一電位計。該電位計可經組態以回應於該等電極之覆蓋區域而調整該輸出功率。

電源供應器可與一輸出功率相關聯。該裝置可進一步包括耦合至電源供應器及電極之一電位計。該電位計可經組態以回應於該等電極之一減小之覆蓋區域而降低該輸出功率。

電源供應器可與一輸出功率相關聯。該裝置可進一步包括耦合至電源供應器及電極之一電位計。該電位計可經組態以回應於該等電極之一增加之覆蓋區域而提高該輸出功率。

一或多個電穿孔信號可各與一電場相關聯。該裝置可進一步包括耦合至電源供應器及電極之一電位計。該電位計可經組態以使該電場維持在一預定範圍內，以便實質上防止在覆蓋區域內之細胞中之永久損壞。

一或多個電穿孔信號可各與一電場相關聯。該裝置可進一步包括耦合至電源供應器及電極之一電位計。該電位計可經組態以使該電場維持在一預定範圍內，以便實質上最小化疼痛。

電源供應器可提供一第一電信號至一第一電極且提供一第二電信號至一第二電極。該第一電信號及該第二電信號可組合以產生具有一拍頻之一波。該第一電信號及該第二電信號可各具有一單極波形及一雙極波形之至少一者。

本發明亦係關於一種使用一電穿孔裝置電穿孔細胞之方法。該電穿孔裝置可包括一施用器、自該施用器延伸之複數個電極、與該等電極電連通之一電源供應器及耦合至該等電極之一導引部件。該等電極可與一覆蓋區域相關聯。該電源供應器可經組態以產生一或多個電穿孔信號至該覆蓋區域內之細胞。該導引部件可經組態以調整該等電極之該覆蓋區域。

該方法可包括將選定分子投予至覆蓋區域內之細胞中、使該等細胞與電極接觸及遞送一或多個電穿孔信號。該方法可進一步包括調整該等電極之覆蓋區域。

該一或多個電穿孔信號可各與一電場相關聯。遞送該一或多個電穿孔信號可進一步包括使該電場維持在一預定範圍內，以便實質上防止在覆蓋區域內之細胞中之永久損壞。

該一或多個電穿孔信號可各與一電場相關聯。遞送該一或多個電穿孔信號可進一步包括使該電場維持在一預定範圍內，以便實質上最小化疼痛。該方法可進一步包括將細胞之一溫度調整為約4℃至約 45℃。

本發明亦係關於一種包括以下各者之電穿孔裝置：一施用器、自該施用器延伸之複數個電極、與該等電極電連通之一電源供應器、耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計以及耦合至該等電極之一導引部件。該等電極可與一覆蓋區域相關聯。該電源供應器可與一輸出功率相關聯且經組態以產生一或多個電穿孔信號至該覆蓋區域內之細胞。該導引部件可滑動耦合至該施用器且經組態以調整該等電極之該覆蓋區域。該電位計可經組態以回應於該等電極之該覆蓋區域而調整該輸出功率。

該電位計可經組態以回應於電極之一減小之覆蓋區域而降低輸出功率。該電位計可經組態以回應於電極之一增加之覆蓋區域而提高輸出功率。該一或多個電穿孔信號可各與一電場相關聯且該電位計可經組態以維持該電場為約1300V/cm。

本發明亦係關於一種電穿孔裝置，其包括一施用器、自該施用器延伸之複數個電極、與該等電極電連通之一電源供應器及耦合至該施用器且鄰近該等電極而定位之一相機。該裝置可進一步包括與該相機電子通信之一裝置記憶體。該裝置記憶體可經組態以儲存一電穿孔治療資料庫。

本發明亦係關於一種電穿孔裝置，其包括一施用器、自該施用器延伸之複數個電極、與該等電極電連通之一電源供應器及耦合至該施用器且鄰近該等電極而定位之一冷卻/加熱元件。該冷卻/加熱元件可包含一帕爾帖(Peltier)冷卻器。該冷卻/加熱元件可經組態以將腫瘤細胞之一溫度調整為約4℃至約45℃。

將藉由考量【實施方式】及附圖而明白本發明之其他態樣。

1‧‧‧治療區

2‧‧‧治療區

3‧‧‧治療區

4‧‧‧治療區

5‧‧‧治療區

6‧‧‧治療區

7‧‧‧治療區

8‧‧‧治療區

9‧‧‧治療區

10‧‧‧電穿孔裝置

14‧‧‧殼體

18‧‧‧電路

22‧‧‧電極施用器

26‧‧‧腳踏開關

30‧‧‧主體

34‧‧‧第一電極

38‧‧‧第一組電極針

42‧‧‧第二電極

46‧‧‧第二組電極針

50‧‧‧電可擦除可程式化唯獨記憶體(EEPROM)晶片/電識別元件

54‧‧‧AC電力模組

58‧‧‧第一波形產生器

62‧‧‧第二波形產生器

66‧‧‧控制模組

70‧‧‧低電壓DC電源供應

74‧‧‧高電壓電源供應

78‧‧‧電容器

82‧‧‧微處理器

86‧‧‧定製可程式化邏輯陣列(PLA)

88‧‧‧電源監測器

90‧‧‧印表機或其他輸出裝置

94‧‧‧第一電信號或波

98‧‧‧波長

102‧‧‧第一振幅

106‧‧‧固態高電壓繼電器

110‧‧‧第二電信號或波

114‧‧‧波長

118‧‧‧第二振幅

122‧‧‧固態高電壓繼電器

130‧‧‧合成或所得波/拍波

138‧‧‧波長

140‧‧‧振幅

142‧‧‧波長

200‧‧‧電極施用器

204‧‧‧導引部件

206‧‧‧可回縮屏蔽

212‧‧‧施用器端

216‧‧‧頂點或尖端

220‧‧‧覆蓋區域

224‧‧‧基圓直徑

228‧‧‧電位計

300‧‧‧廣角相機

400‧‧‧熱電冷卻/加熱元件

1800‧‧‧電穿孔施用器

1810‧‧‧施用器握把

1811A‧‧‧主體

1811B‧‧‧末梢端

1812‧‧‧施用器纜線

1813‧‧‧開口

1814‧‧‧連接孔

1815‧‧‧導線

1820‧‧‧可卸離式針陣列尖端

1822‧‧‧電極針

1823A‧‧‧支撐零件

1823B‧‧‧連接器零件

1824‧‧‧污染屏蔽

1825‧‧‧連接器接針

1826‧‧‧可移除塑膠罩蓋

1900‧‧‧部分絕緣之針陣列

1910‧‧‧支撐部分

1920‧‧‧電極針

1922‧‧‧基底部分

1924‧‧‧尖端部分

A、B、C、D、E、F、G、H、I、J、K、L、M、N、O、P‧‧‧針

F、G、K、J‧‧‧位置(治療區1)

圖1係根據一實施例之電穿孔裝置之一施用器之一截面圖。

圖2係繪示根據另一實施例之一施用器之一電穿孔裝置之一透視圖。

圖3係圖2之電穿孔裝置之電路之一示意圖。

圖4a係繪示一可棄式針陣列尖端之圖2之電穿孔裝置之一施用器之一實施例之一透視圖。

圖4b係圖4a之施用器之一截面圖。

圖5係繪示一可回縮屏蔽之圖2之電穿孔裝置之一施用器之一截面圖。

圖6係根據又另一實施例之電穿孔裝置之一施用器之一剖視圖。

圖7係根據又另一實施例之電穿孔裝置之一施用器之一平面視圖。

圖8係繪示部分絕緣之電極針之圖2之電穿孔裝置之一電極針陣列之一實施例之一示意圖。

圖9係繪示9個治療區之圖2之電穿孔裝置之針之一4×4映射陣列之一示意圖。

圖10a係圖2之電穿孔裝置之一2×2治療區之一脈衝序列之一示意圖。

圖10b至圖10d繪示圖2之電穿孔裝置之一6針陣列之一脈衝序列。

圖11係藉由圖2之電穿孔裝置產生之一圖表繪製波形。

圖12a至圖12c係藉由圖2之電穿孔裝置產生之相對單極波形及合成單極干涉波形之示意圖解。

圖13a至圖13c係藉由圖2之電穿孔裝置產生之兩個波形及合成干涉波形之示意圖解。

圖14展示與編碼螢光素酶之DNA混合之細胞之24小時的光子發射。

圖15展示與編碼螢光素酶之DNA混合且接著經干擾電穿孔治療之細胞之24小時的光子發射。

圖16展示在使用質體DNA注射之後第1天小鼠之光子發射。

圖17展示在使用質體DNA注射且經干擾電穿孔治療之後第1天小鼠之光子發射。

圖18展示在使用質體DNA注射之後第2天小鼠之光子發射。

圖19展示在使用質體DNA注射且經干擾電穿孔治療之後第2天小鼠之光子發射。

圖20展示在使用質體DNA注射之後第5天小鼠之光子發射。

圖21展示在使用質體DNA注射且經干擾電穿孔治療之後第5天小鼠之光子發射。

圖22展示在使用質體DNA注射之後第7天小鼠之光子發射。

圖23展示在使用質體DNA注射且經干擾電穿孔治療之後第7天小鼠之光子發射。

圖24係在質體DNA遞送及平均光子發射之後之一圖表繪製時間。

圖25展示來自(a)使用質體DNA注射及(b)使用質體DNA注射且接受干擾電穿孔治療之小鼠之組織切片之代表性蘇木精及伊紅(H&E)染色。

發明者已發現可涵蓋或適應各種尺寸之腫瘤之新類型之電穿孔裝置。該電穿孔裝置可回應於電極之一覆蓋區域而調整電信號，使得在將該等電信號遞送至該覆蓋區域內之細胞時來自該等電信號之疼痛可耐受的。該等電信號可包含產生一合成干涉波形以有效地以該覆蓋區域為目標之相對波形。各相對波形可為一單極波形或一雙極波形。該合成干涉波形可針對腫瘤而塑形且電壓可跨該腫瘤改變，例如，在腫瘤之一周邊處較低電壓且在腫瘤之一中心部分較高電壓。

此外，該電穿孔裝置可包含量測腫瘤之一尺寸及較佳放置電極針之一相機。而且，該電穿孔裝置可包含一冷卻/加熱元件以調整腫瘤之一表面之一溫度。因此，本發明提供一種用於同時最小化組織損壞及病人經歷之疼痛之電穿孔之治療應用之設備及方法。

I)電穿孔裝置

本發明之電穿孔裝置10包含：含有電路(圖3)之一殼體14(圖2)、可移除地耦合至該殼體14(圖2)之一電極施用器22、200及耦合至該殼體14且與電路18(圖3)電連通之一腳踏開關26。可提供一遠端治療啟動連接以適應該腳踏開關26，以用於啟動至電極施用器22、200之脈衝。腳踏開關26可允許醫師在兩手用於定位電極施用器22、200在一病人之組織中時啟動電穿孔裝置10。出於方便可對一治療期之故障偵測、電力開啟及完成提供指示燈。可提供其他指示燈以明確地指示電極施用器22、200連接至電穿孔裝置10且指示針陣列之類型。可提供一待機/重設按鈕以暫停電穿孔裝置10且重設該電穿孔裝置10之全部功能至一預設狀態。可提供一準備按鈕以使電穿孔裝置10為一治療期作準備。一「治療過程中」指示燈可指示電壓脈衝正施加於電極施用器22、200。此外，電穿孔裝置10可具有用於諸如一按鈕按壓、一故障狀態、一治療期之開始或終止、指示治療過程中等之功能之音訊指示器。在一些實施例中，電穿孔裝置10可耦合至偵測心搏之一回饋感測器。在心臟附近施加脈衝可干涉正常心律。藉由同步施加脈衝至心臟跳動之間之安全週期，可降低此干涉之可能性。

參考圖1，所繪示之電極施用器200包含一主體30、具有一第一組電極針38之一第一電極34及具有一第二組電極針46之一第二電極42。在操作期間，使用者可手動操縱電極施用器22以放置電極針38、46而與組織之目標區域實體接觸。所繪示之電穿孔裝置10包含一電位計228，電位計228經組態以回應於電極34、42之一覆蓋區域220而調整一電輸出功率，藉此使電信號之一電場實質上維持在一預定範圍內。

A)電極施用器

參考圖1，在所繪示實施例中，一導引部件204耦合至電極34、42。該等電極34、42係與覆蓋區域220相關聯。一電源供應器經組態以產生一或多個電穿孔信號94、110至該覆蓋區域220內之細胞。該導引部件204經組態以調整電極34、42之該覆蓋區域220。在所繪示實施例中，導引部件204係呈一環之形式。在其他實施例中，導引部件204可代替性地包含可適當地調整電極34、42之覆蓋區域220之一環之部分、弧形部件及類似者。

在所繪示實施例中，導引部件204耦合至電極施用器200。該電極施用器200係與一施用器端212相關聯，且使導引部件204滑動朝向該施用器端212而減小電極34、42之覆蓋區域220。例如，各電極34、42可為針狀的且在施用器端212之一端末梢處包含彈簧張力。在所繪示實施例中，電極34、42定位於電極施用器200內成一圓錐形配置。電極200之圓錐形配置係與一頂點或尖端216相關聯，其中個別電極34、42彼此連接成一緊束且覆蓋區域220經定位遠離該頂點或尖端216。在一些實施例中，覆蓋區域220可呈現為任何幾何形式，包含(但不限於)：與一直徑224相關聯之一圓、一卵形、一橢圓、一透鏡體、一方圓形、一多邊形、一符號或其等之一組合。

在所繪示實施例中，例如，在導引部件204移動朝向施用器端 212時，於圓錐形配置內徑向向內拉引經彈簧拉伸之電極34、42，藉此減小基圓直徑224。另一方面，使導引部件204滑動遠離施用器端212而增大基圓直徑224，藉此增加覆蓋區域220。儘管圖1將導引部件204繪示為滑動耦合至電極施用器200，然在其他實施例中，該導引部件204可使用其他機構耦合至電極施用器200。

在所繪示實施例中，電位計228耦合至電源供應器及電極34、42。該電源供應器係與一輸出功率相關聯，且該電位計228經組態以回應於電極34、42之覆蓋區域220而調整該輸出功率。例如，在所繪示實施例中，使導引部件204滑動朝向及遠離施用器端212可提供關於相關聯基圓直徑224或覆蓋區域220之回饋至電源供應器，使得可相應調整輸出功率。在所繪示實施例中，電位計228與導引部件204電絕緣且在行進期間支撐該導引部件204。電位計228經組態以回應於一減小之基圓直徑224或電極34、42之覆蓋區域220而降低輸出功率，且回應於一增加之基圓直徑224或電極34、42之覆蓋區域220而提高輸出功率。在其他實施例中，電位計228可經組態以使用其他機構調整輸出功率。

電穿孔信號94、110各與一電場相關聯，且在一些實施例中，電位計228經組態以使該電場實質上維持在一預定範圍內，以便實質上防止在覆蓋區域220內之細胞中之永久損壞且最小化使用者經歷之疼痛量。例如，電位計228可經組態以維持電場為約1.300kV/cm。在一些實施例中，電位計經組態以維持電場為至少375V/cm、至少450V/cm、至少525V/cm、至少600V/cm、至少675V/cm、至少750V/cm、至少825V/cm、至少900V/cm、至少975V/cm、至少1.000kV/cm、至少1.075kV/cm、至少1.150kV/cm或至少1.225kV/cm。在進一步實施例中，電位計228經組態以維持電場為不超過1.300kV/cm、不超過1.225kV/cm、不超過1.150kV/cm、不超過1.075 kV/cm、不超過1.000kV/cm、不超過925V/cm、不超過850V/cm、不超過775V/cm、不超過750V/cm、不超過675V/cm、不超過600V/cm、不超過525V/cm或不超過450V/cm。在其他實施例中，電位計228可經組態以維持電場為其他值。

圖2及圖5繪示根據另一實施例之一電穿孔裝置之一電極施用器。此實施例採用與上文結合圖1所描述之電穿孔裝置之實施例相同之大部分結構且具有與該實施例相同之許多性質。因此，以下描述主要著重於與上文結合圖1所描述之實施例不同之結構及特徵。在下文中使用相同元件符號指定對應於圖2及圖5之實施例之結構及特徵之展示於圖1中之實施例之結構及特徵。

此實施例中之導引部件206係一可回縮屏蔽。該可回縮屏蔽206可藉由電極施用器22之主體30之一末梢端附近之一摩擦O型環(未展示)限制且可沿著主體30前後滑動以保護或暴露第一電極34及第二電極42。因此，該可回縮屏蔽206經組態以調整該第一電極34及該第二電極42之覆蓋區域208以適應各種尺寸之腫瘤。

因為許多不同電極施用器22設計成附接至電穿孔裝置10，所以電極施用器22包含其中儲存有設定檔資料之一電可擦除可程式化唯獨記憶體(EEPROM)晶片50(圖3)。該設定檔資料專針對各特定施用器且可包含關於模型、製作、存在電極之數目及對一所要治療之指令之資訊。在使用中，電穿孔裝置10可讀取該EEPROM晶片50以確保適當設定正用於各特定類型之電極施用器22。

B)整合式廣角相機施用器

參考圖6，在所繪示實施例中，一小或微型廣角相機300嵌入或整合於電極施用器22中介於電極針38、46之間。在一些實施例中，此相機300可介接於一機載電穿孔儀軟體以獲取關於一腫瘤之細節，諸如類型、尺寸、形狀、色彩、狀況及在電穿孔治療(EPT)期間之進展。該電穿孔儀軟體可顯示自相機300傳輸之一影像，使得執行EPT之一臨床醫師或醫學專業人員可決定腫瘤治療覆蓋範圍。在進一步實施例中，可顯示腫瘤連同一可見格柵。接著，臨床醫師可利用視覺分析演算法以量測腫瘤之一尺寸及較佳放置電極針38、46，藉此確保一完全電穿孔覆蓋範圍。如下文所闡釋般，在一些實施例中，該電穿孔儀軟體亦可記錄一病歷號(非必然包含病人之個人資訊)、治療資料、波形參數、針放置及治療劑用量。

C)整合式熱電冷卻器/加熱器施用器

參考圖7，在所繪示實施例中，於電極施用器22中包含或整合一小或微型熱電冷卻/加熱元件400。該所繪示之熱電冷卻/加熱元件400定位於電極施用器22之一末梢端處。在一些實施例中，熱電冷卻/加熱元件400可提供非接觸式或輻射預冷卻/加熱至腫瘤之一表面。在其他實施例中，然而，熱電冷卻/加熱元件400可提供接觸式冷卻/加熱至腫瘤之一表面。

在電穿孔之前將腫瘤細胞之一溫度降低至約4℃可改善治療劑之轉染約九倍。因此，熱電冷卻/加熱元件400可降低固體腫瘤體之溫度且藉此改善轉染。在一些實施例中，熱電冷卻/加熱元件400可在EPT之前將腫瘤細胞之溫度降低至約45℃、至約44℃、至約43℃、至約42℃、至約41℃、至約40℃、至約39℃、至約38℃、至約37℃、至約36℃、約35℃、約34℃、約33℃、約32℃、約31℃、約30℃、約29℃、約28℃、約27℃、約26℃、約25℃、約24℃、約23℃、約22℃、約21℃、約20℃、約19℃、約18℃、約17℃、約16℃、約15℃、約14℃、約13℃、約12℃、約11℃、約10℃、約9℃、約8℃、約7℃、約6℃、約5℃或約4℃。在一些實施例中，熱電冷卻/加熱元件400可在電穿孔之前將腫瘤細胞之溫度增加至約38℃、約39℃、約40℃、約41℃、約42℃、約43℃、約44℃或約45℃。因此，熱電冷卻/加熱元件400可在EPT之前將腫瘤細胞之溫度調整為約4℃至約45℃、為約33℃至約45℃、為約4℃至約40℃或為約33℃至約40℃。

在一些實施例中，熱電冷卻/加熱元件400可包含一帕爾帖冷卻器。一帕爾帖冷卻器係在兩個不同類型之材料之一接面之間產生一熱通量之一固態主動式熱泵。藉此，取決於電流之方向隨著消耗電能而將熱量自一材料傳遞至另一材料。在其他實施例中，熱電冷卻/加熱元件400可利用其他冷卻機構。在操作中，臨床醫師在開始EPT之前可移動電極施用器22之末梢端接近腫瘤且透過輻射冷卻降低腫瘤組織之溫度。降低之腫瘤溫度可增加傳遞至細胞中之治療劑之百分比。在一些實施例中，可藉由與電極施用器22相同之電源供應器供電給熱電冷卻/加熱元件400。

D)電穿孔治療資料庫

在一些實施例中，一電穿孔裝置記憶體(未展示)可儲存資料，諸如：腫瘤類型；腫瘤尺寸、色彩、形狀之攝像記錄；腫瘤進展；治療劑用量；電穿孔參數；及針插入放置。在進一步實施例中，此資料可收集於電穿孔裝置記憶體中且經由至一雲端儲存資料庫(未展示)之一無線連接(例如)週期性地下載。此可促進可經開發以回答關於未來EPT協定或此時未知之治療之態樣之問題之一新穎資料庫之產生。在一些實施例中，此資訊可能不包含病人個人資訊但代替性地包含一病歷號。在進一步實施例中，病人性別、年齡、住址、治療醫師、腫瘤類型、腫瘤尺寸、色彩、形狀之攝像記錄、腫瘤進展、治療劑用量、EPT參數、針插入放置等可經收集且包含於資料庫中。

E)電信號

可操作如本文中所揭示之電穿孔裝置10以提供無限多種電信號，只要來自該等電信號之疼痛係可耐受的。在一些實施例中，可操作電穿孔裝置10以個別地施加高振幅電信號之脈衝於至少兩對第一電極34及第二電極42。該等電信號可成比例地施加至一對之電極之間之距離以在細胞中產生約10V/cm至約1500V/cm之一標稱場強度且實現在不永久損壞細胞之情況下將選定分子引入至細胞中。在一些實施例中，可同時施加電信號。在進一步實施例中，電信號可施加至一些但並非全部電極。

參考圖11，在一些實施例中，電穿孔裝置10在操作期間發送多個獨立電信號至選定電極針34、42，選定電極針34、42在與組織接觸時可在細胞壁中引起電穿孔。即，一電源供應器(未展示)可提供一第一電信號94至第一電極34且提供一第二電信號110至第二電極42。當該第一電極34及該第二電極42與一生物樣本電接觸時，該第一電信號94及該第二電信號110組合以產生一拍頻及一嵌入式頻率以實現在不永久損壞細胞且最小化疼痛之情況下將選定分子引入至細胞中。在其他實施例中，然而，電穿孔裝置10之電源供應器可一致地調整對於全部電極34、42之電信號。即，對於一電極之電信號可能非獨立於其他電極且電信號94、110可能無法產生一拍頻。

組織之性質、選定組織之尺寸及其之位置決定待產生之電信號94、110之性質。期望場儘可能均勻且具有正確振幅。一過度場強度可導致細胞之溶解，而一低場強度可導致遞送藥劑至細胞中之效率降低。此在其中合成或所得波130(例如，在治療期間病人經歷之波形)係第一電信號94及第二電信號110之干涉之結果之本發明中尤其正確。就此點而言，該第一信號94及該第二信號110之任何次要變動可導致所得波130之主要變動。

如圖11中所繪示，第一電信號94可包含具有一第一頻率(對應於圖11中之波長98)及第一振幅102之一正弦、餘弦或脈衝電波。該電信號取決於經投予之特定治療可為單極或雙極。在一些實施例中，第一頻率通常係介於約500Hz與約10,000Hz之間。在其他實施例中，第一頻率係介於約600Hz與約9,000Hz之間。在又其他實施例中，第一頻率係介於700Hz與約8,000Hz之間。在又其他實施例中，第一頻率係介於約800Hz與約7,000Hz之間。在又其他實施例中，第一頻率係介於約900Hz與約6,000Hz之間。在又其他實施例中，第一頻率係介於約1,000Hz與約5,000Hz之間。在又其他實施例中，第一頻率係介於約2,000Hz與約4,000Hz之間。而且，第一振幅102通常係介於約150V與約3,000V之間。在其他實施例中，第一振幅102係介於約250V與約2,000V之間。在又其他實施例中，第一振幅102係介於約350V與約1,000V之間。在又其他實施例中，第一振幅102係介於約450V與約900V之間。在又其他實施例中，第一振幅102係介於約550V與約800V之間。在一脈衝電波之情況中，第一電信號94可產生自每秒約500個脈衝至每秒約10,000個脈衝。

如圖11中所繪示，第二電信號110可包含具有不同於第一頻率之一第二頻率(對應於圖11中之波長114)及實質上類似於第一振幅102之一第二振幅118之一正弦或餘弦電波。該第二電信號110取決於經投予之治療之類型可為單極或雙極。在一些實施例中，第二頻率通常係介於約500Hz與約10,000Hz之間。在其他實施例中，第二頻率係介於約600Hz與約9,000Hz之間。在又其他實施例中，第二頻率係介於700Hz與約8,000Hz之間。在又其他實施例中，第二頻率係介於約800Hz與約7,000Hz之間。在又其他實施例中，第二頻率係介於約900Hz與約6,000Hz之間。在又其他實施例中，第二頻率係介於約1,000Hz與約5,000Hz之間。在又其他實施例中，第二頻率係介於約2,000Hz與約4,000Hz之間。而且，第二振幅118通常係介於約150V與約3,000V之間。在其他實施例中，第二振幅118係介於約250V與約2,000V之間。在又其他實施例中，第二振幅118係介於約350V與約1,000V之間。在又其他實施例中，第二振幅118係介於約450V與約900V之間。在又其他實施例中，第二振幅118係介於約550V與約800V之間。在一脈衝電波之情況中，第二電信號110可產生自每秒約500個脈衝至每秒約10,000個脈衝。

圖11中所繪示，合成波130係第一電信號或波94及第二電信號或波110之組合干涉之結果。藉由波干涉定律管理，合成波130可包含定義為該合成波130之包絡之振盪之頻率之一拍頻(對應於圖11中之一波長138)。該合成波130亦可包含定義為載波之頻率之一嵌入式頻率(對應於圖11中之一波長142)。在所繪示實施例中，該拍頻係介於約2Hz與約3,000Hz之間。在其他實施例中，拍頻係介於約50Hz與約2,000Hz之間。在又其他實施例中，拍頻係介於約100Hz與約1,000Hz之間。在又其他實施例中，拍頻係介於約200Hz與約900Hz之間。在又其他實施例中，拍頻係介於約300Hz與約800Hz之間。在又其他實施例中，拍頻係介於約400Hz與約700Hz之間。而且，該嵌入式頻率係自約500Hz至約10,000Hz。在其他實施例中，嵌入式頻率係介於約600Hz與約9,000Hz之間。在又其他實施例中，嵌入式頻率係介於約700Hz與約8,000Hz之間。在又其他實施例中，嵌入式頻率係介於約800Hz與約7,000Hz之間。在又其他實施例中，嵌入式頻率係介於約900Hz與約6,000Hz之間。在又其他實施例中，嵌入式頻率係介於約1,000Hz與約5,000Hz之間。在又其他實施例中，嵌入式頻率係介於約2,000Hz與約4,000Hz之間。合成波130之一振幅140通常等於干涉波(例如，對應於第一電信號94及第二電信號110之第一波及第二波)之振幅之總和。在一脈衝波之情況中，合成波130之拍頻係自每秒約2個脈衝(Hz)至每秒約3,000個脈衝(Hz)。

應理解，儘管上文所描述之波形本質上係正弦或餘弦，然亦可藉由電穿孔裝置10產生方形波、鋸齒波、階梯波及類似者。亦參考圖 12，各相對波形可為一單極波形或一雙極波形。當各相對波形如圖12a及圖12b所繪示般為單極(例如，方形波)時，所得干涉波形亦如圖12c所繪示般為單極。所繪示合成波之振幅通常等於相對波之振幅之總和且拍頻可定義為合成方形波之脈衝頻率。

在一些實施例中，合成波130可為兩個以上波形之干涉之結果。藉由電穿孔裝置10產生之特定波形經設計以在細胞壁中產生所要電穿孔效應，同時最小化使用者經歷之疼痛量、最小化組織損壞及提供用於引入一藥劑至一細胞中之最大孔形成。

如圖13a至圖13c中所繪示，兩個分離波形(即，信號1及信號2)可組合或干涉，使得合成波形具有一特定形狀。該合成波形之形狀可類似於(或相同於)作為電穿孔之目標之組織或細胞之形狀。因此，電穿孔效應指向經定位目標之組織或細胞且非周圍或其他組織，藉此最小化使用者之組織損壞。可改變波形使得合成波形具有任何所要形狀且因此可在具有不同形狀及尺寸之治療組織或區域中產生電穿孔效應。該電穿孔效應可針對治療之組織或區域而塑形。

此外，兩個波形之交點處之電壓可為該兩個波形之電壓之總和。例如，若第一波形及第二波形皆具有650V之一電壓，則在該第一波形及該第二波形之交點處電壓將為1300V。該等波形可各具有一較低電壓，但組合或干涉以提供用於引入藥劑至一細胞中之最大孔形成所需之較高電壓。此等較低電壓波形具有一較高頻率，該較高頻率繼而減小通過組織之阻抗、降低組織損壞及最小化使用者經歷之疼痛。

該等波形亦可組合使得合成波形具有匹配經定位目標之組織之一形狀且電壓跨該經定位目標之組織而改變。例如，若經定位目標之組織係一腫瘤，則合成波形可具有類似於(或相同於)該腫瘤之形狀之一形狀，但因為電壓跨該腫瘤形狀而改變，所以該腫瘤之不同部分暴露於更高或更低電壓(例如，在該腫瘤之一周邊部分電壓較低且在該腫瘤之一中心部分電壓較高)。當在治療之組織或區域中存在電壓之一頻譜時，電穿孔效應可針對治療之組織或區域而塑形。此繼而允許電穿孔效應為指向性的，以最小化組織損壞及使用者經歷之疼痛，而同時最大化用於引入藥劑至細胞中之孔形成。

F)信號產生

圖3中所繪示，電穿孔裝置10之電路18包含一AC電力模組54、一第一波形產生器58、一第二波形產生器62及一控制模組66。在一些實施例中，電穿孔裝置10之電路18產生一拍波130(圖11)。該拍波130經設計以在細胞中產生電穿孔，同時最小化病人經歷之疼痛量。

電路18之AC電力模組54接收來自一電源(例如，自一壁式插座、一發電機及類似者)之電、調節信號及將信號隔離至待用作整個裝置之電力之多個電源中。更明確言之，該AC電力模組54產生適於藉由控制模組66使用之一低電壓DC電源供應70及適於波形產生之一高電壓電源供應74(例如，高達幾千伏特)。在所繪示構造中，AC電力模組54利用一大環狀變壓器以隔離及調節電源信號。

AC電力模組54亦包含複數個電容器78以儲存由第一波形產生器58及第二波形產生器62使用之高電壓電源供應74。在所繪示實施例中，脈衝寬度調變係用於控制高電壓電源供應74使其更佳適應治療及遞送要求。

內部電路18之控制模組66包含一微處理器82及一定製可程式化邏輯陣列(PLA)86。本發明之PLA 86獨立地控制第一波形產生器58及第二波形產生器62。換句話說，使用多組波形設定檔預程式化該PLA 86，各組波形設定檔對應於一唯一療法或治療。在操作期間，微處理器82發送指示PLA 86產生一特定波形設定檔之一信號至該PLA 86。接著，該PLA 86獨立地控制第一波形產生器58及第二波形產生器62直至停止來自微處理器82之信號。PLA 86亦(例如，透過一電壓及電流監測器88)自經產生之波形接收回饋以確保該等波形係在可接受之參數內。倘若波形係不可接受的或偵測到一故障，則PLA 86可自動關閉。

獨立於微處理器82利用PLA 86確保經產生之波形在該裝置之操作期間不受微處理器82所需之其他服務影響。分離亦確保系統以一安全方式直接對任何故障或錯誤輸入作出反應。

微處理器82作為自電穿孔裝置10中之各種裝置發送及接收信號之一系統控制器。微處理器82之一此功能包含決定使用中之電極施用器22之類型。當該電極施用器22連接至殼體14時，微處理器82讀取儲存於EEPROM晶片50中之設定檔資料且使用該資料以決定PLA 86應產生之適當波形設定檔。微處理器82亦自腳踏開關26接收一信號且能夠輸出關於治療之資料至一印表機或其他輸出裝置90。

第一波形產生器58自AC電力模組54之電容器78接收高電壓電力連同來自PLA 86之輸入，以產生具有一第一頻率(對應於圖11中之一波長98)及一第一振幅102(參見圖11)之一第一電信號94。在所繪示構造中，第一波形產生器58利用一絕緣閘極雙極電晶體或IGBT以產生該第一電信號94。

第一波形產生器58電連接至一固態高電壓繼電器106，以控制及輸出第一電信號94至第一電極34之所要電極針38。在所繪示實施例中，在(例如，藉由IGBT)產生波形之後，可在藉由高電壓繼電器106傳遞該波形之前藉由PLA 86檢查該波形。

第二波形產生器62實質上類似於第一波形產生器58。該第二波形產生器62自AC電力模組54之電容器78接收高電壓電力連同來自PLA 86之輸入，以產生具有不同於第一頻率之一第二頻率(對應於圖11中之一波長114)及一第二振幅118之一第二電信號110。在所繪示構造中，第二波形產生器62利用一絕緣閘極雙極電晶體或IGBT以產生該第二電信號110。

第二波形產生器62電連接至一固態高電壓繼電器122，以控制及輸出第二電信號110至第二電極42之所要電極針46。在所繪示實施例中，在(例如，藉由IGBT)產生波形之後，可在藉由高電壓繼電器122傳遞該波形之前藉由PLA 86檢查該波形。

G)針陣列

1)可棄式針陣列尖端

電穿孔裝置10可包含可棄式針陣列尖端。圖5中所展示之包含纜線及連接器之整個針陣列可為可棄式的。然而，可更期望使該針陣列尖端成為可自主體30及纜線卸離之一獨立組件。因此，可在使用之後類似於在注射一流體藥物中使用之可棄式針而處置一針陣列尖端。此等可棄式針陣列尖端可用於消除在重新使用一針陣列尖端時歸因於不當消毒之可能污染。

圖4a展示根據本發明之此態樣之電穿孔施用器之一實施例1800。該電穿孔施用器1800包含一施用器握把1810、一可卸離式針陣列尖端1820及連接至該施用器握把1810之一施用器纜線1812。該可卸離式針陣列尖端1820可接合至施用器握把1810之一端且可自該端卸離。當接合至施用器握把1810時，可卸離式針陣列尖端1820可透過施用器纜線1812自電穿孔裝置10接收電信號。

圖4b展示施用器握把1810及可卸離式針陣列尖端1820之結構細節。施用器握把1810包含一主體1811A及形成於該主體1811A之一端上之一末梢端1811B。主體1811A之另一端連接至施用器纜線(未展示，參見圖4a)。主體1811A包含用於傳輸電信號至可卸離式針陣列尖端1820之兩個或兩個以上導線1815。此等信號可包含針電壓設定點、脈衝長度、脈衝形狀、脈衝之數目及切換序列。在一實施例中，當可卸離式針陣列尖端1820用於遞送一液體物質時，可使一或多個電極針中空以用於傳輸該液體物質且可在施用器握把1810中相應地實施一或多個液體通道。可藉由(例如)使用一塗佈金屬之塑膠管或一金屬管而整合液體通道與導線1815之一者。替代性地，(例如)在施加電脈衝之前可藉由使用一分離裝置將液體物質遞送至一目標。末梢端1811B具有用於接合針陣列尖端1820之一開口1813。形成用於接收可卸離式針陣列尖端1820中之連接器接針之複數個連接孔1814。

可卸離式針陣列尖端1820具有形成一所要針陣列之複數個電極針1822、固持該等電極針1822之一支撐零件1823A及用於接合至施用器握把1810之一連接器零件1823B。在一實施例中，當可卸離式針陣列尖端1820亦用於遞送液體物質時，至少一電極針係中空的且連接至施用器握把1810中之一液體通道以用於接收該液體物質。連接器零件1823B經塑形以插入至施用器握把1810之末梢端1811B中之開口1813中。可視需要實施一鎖定或按扣機構以將可卸離式針陣列尖端1820緊固至施用器握把1810。對應於電極針1822之複數個連接器接針1825形成於連接器零件1823B中以用於接合至末梢端1811B之各自連接孔1814。

可卸離式針陣列尖端1820可包含一污染屏蔽1824，污染屏蔽1824形成於支撐零件1823A上，以用於在一電穿孔處理程序期間防止施用器握把1810直接接觸任何物質。一可移除塑膠罩蓋1826亦可形成於支撐零件1823A上，以在使用之前密封電極針1822且維持該等針1822之無菌。

在一些實施例中，施用器握把1810可經組態以接收具有其他數目之電極針1822之一可卸離式針陣列尖端1820。在進一步實施例中，可實施一電識別元件或EEPROM 50以允許圖2之電穿孔裝置10決定一經附接針陣列尖端中之電極針之數目。此識別元件50亦可經組態以產生對應於一經識別針陣列尖端之適當電信號參數。可相應地選擇一所要針陣列定址方案以定址電極針。

2)具有部分絕緣之電極針之針陣列

電穿孔裝置10可包含具有部分絕緣之電極針之針陣列。可使用一絕緣體層，以使得僅暴露所要量之尖端部分之一方式部分覆蓋展示於圖1、圖4a、圖4b、圖5、圖6、圖7及圖8中之固定及可棄式針陣列中之各電極針。藉由此一部分絕緣之針陣列產生之脈衝電場在一治療期間係主要聚集在電極針之經暴露尖端部分之間之區域中及該等經暴露尖端部分附近之區域中，且在絕緣部分之間之區域中及該等絕緣部分之附近之區域中為小。一部分絕緣之針陣列可用於將電穿孔侷限於具有一腫瘤之一目標區域中且顯著地屏蔽超出來自電穿孔處理程序之目標區域以外之皮膚及組織。此對非目標之皮膚及組織提供保護，因為特定藥物在注射至該目標區域上方之非目標之表面組織中時可引起非所要或甚至不利效應，而使該等非目標之皮膚及組織處於危險中。

圖8展示一部分絕緣之針陣列1900之一實施例。提供一支撐部分1910以依一預定陣列型樣固持多個電極針1920。各電極針1920具有使用一層電絕緣材料(諸如鐵氟龍(Teflon))覆蓋之一基底部分1922及經暴露之一尖端部分1924。當電壓施加至該等電極針1920時，在經暴露之尖端部分1924之間及附近之區域中之經產生電場係足夠強以引起電穿孔，但在經絕緣之基底部分1922之間及附近之區域中之電場係小到可以忽略或完全減弱，使得歸因於絕緣之屏蔽而無法實現電穿孔。因此，電穿孔經局部化或侷限於其中定位經暴露之尖端部分1924之區域中。

經絕緣之基底部分1922及經暴露之尖端部分1924之長度可經預定或可基於一主體部分中之一特定目標區域之定位而調整。在一實施方案中，可使用一合適絕緣層預包覆各針電極以使用一最小可用經暴露尖端部分覆蓋該電極針之大部分。使用者可視治療中所需要而調整所要量之經暴露尖端部分。

展示於圖8中之部分絕緣之電極針可用於如圖5中所展示之固定針陣列及圖4a及圖4b中所展示之可棄式針陣列兩者。

3)針陣列定址

圖2之電穿孔裝置10經設計以適應具有各種數目之電極針38、46之電極施用器22。因此，已開發在較佳實施例中允許定址形成高達9個方形治療區及若干類型之經放大治療區之高達16個不同針(定名為A至P)之一定址方案。一治療區包括在一特定脈衝期間定址之呈相對對之一組態之至少4個針。在一特定脈衝期間，一治療區之針之兩者具有正極性且兩者具有負極性。

圖9展示形成9個方形治療區(自中心徑向向外進行且接著順時針方向編號該等治療區)之針之一較佳4×4映射陣列。在較佳實施例中，此映射陣列定義4針、6針、8針、9針及16針電極組態。一4針電極包括放置於位置F、G、K及J(治療區1)中之針。一9針電極包括放置於定義治療區1至4之位置中之針。一16針電極包括放置於定義治療區1至9之位置中之針。

圖10a展示根據本發明之一實施例之一2×2治療區或映射陣列之一脈衝切換序列。在構成一循環之四個脈衝之任一者期間，相對對針之如所展示般分別帶正電及負電。此等對之其他型樣係可能的，諸如順時針方向或逆時針方向進展。例如，對於一9針電極組態，一較佳循環包括16個脈衝(每4個脈衝處4個治療區)。例如，對於一16針電極組態，一較佳循環包括36個脈衝(每4個脈衝9個治療區)。

一6針電極可包括如圖10b至圖10d中所展示之一圓形或六邊形陣列。替代性地，一6針電極可定義為諸如圖9中所展示之一較大陣列之一子集。例如，參考圖9，一6針電極可定義為放置於定義治療區1至2 (或治療區之任何其他線性對)之位置中之一2×3矩形針陣列或定義一經放大治療區(圖9中以點狀輪廓線所展示)之針B、G、K、N、I、E(或定義六邊形之任何其他組位置)之六邊形配置。類似地，一8針電極可包括八邊形或圖9中所展示之較大陣列之一子集。例如，參考圖9，一8針電極可定義為放置於定義治療區1、2、及6(或任何其他線性三個一組之治療區)之位置中之一2×4針陣列或定義一經放大治療區之針B、C、H、L、O、N、I、E(或定義一八邊形之任何其他組位置)之八邊形配置。

圖10b至圖10d展示六邊形配置及可行啟動序列。圖10b展示一第一序列，其中在一第一脈衝期間針G及針K係正極且針I及針E係負極，且在下一脈衝期間該等針具有反向極性；以點狀輪廓線所展示之針B及針N係非作用中的。圖10c展示一第二序列，其中在一第一脈衝期間針K及針N係正極且針E及針B係負極，且在下一脈衝期間該等針具有反向極性；針G及針I係非作用中的。圖10d展示一第三序列，其中在一第一脈衝期間針N及針I係正極且針B及針G係負極，且在下一脈衝期間該等針具有反向極性；針K及針E係非作用中的。在一些實施例中，於一循環序列中可施加總計6個脈衝。一類似啟動序列可用於可施加其他數目之脈衝之八邊形配置。

無論實體組態，本發明之較佳實施例可使用至少兩個切換對之電極(例如，如圖10a中所展示)以達成經歷EPT之組織中之一相對較均勻電場。該電場強度應具有足夠強度以實現電穿孔之處理程序以允許併入一治療劑。

H)「甜蜜點(SWEET SPOT)」操縱

電穿孔裝置10在使用期間可產生一「甜蜜點」。該「甜蜜點」可定義為其中第一電信號94與第二電信號110相干涉而產生合成波130之組織中之區域。在一些實施例中，電穿孔裝置10經設計以相對於電極施用器22之針38、46移動「甜蜜點」。更明確言之，電穿孔裝置10可調整在每一個別電極針38、46處產生之信號之振幅、頻率及脈衝時間，以相對於該等電極針38、46移動在組織中產生合成波130之確切定位。就此點而言，裝置10能夠治療該組織之多個區域而無需連續移動施用器22。儘管一單極合成所得干涉波形可有效地以甜蜜點為目標，然取決於對特定電穿孔裝置10之使用要求或偏好，一雙極合成干涉波形可相較於一單極合成干涉波形更有效地以該甜蜜點為目標或移動該甜蜜點。

II)治療方法

於一治療方法中可使用電穿孔裝置10。本發明之治療方法包含用於遞送一藥劑或分子至一細胞或組織之電療法(在本文中亦稱為電穿孔療法(EPT))。如本文中所使用之術語「藥劑」或「分子」係指(例如)包含抗體之藥物(例如，化學治療劑)、核酸(例如，多核苷酸)、肽及多肽。術語多核苷酸包含DNA、cDNA及RNA序列。應理解，可在試管內(in vitro)、活體內(in vivo)或活體外(ex vivo)實施組織之電穿孔。亦可利用單細胞(例如，在細胞培養中之試管內或活體外單細胞懸浮液)實施電穿孔。

預期用於本發明之方法之藥物通常係具有一抗腫瘤或細胞毒性效應之化學治療劑。此等藥物或藥劑包含博萊黴素、新製癌菌素(neocarcinostatin)、蘇拉明、阿黴素、卡鉑、紫杉醇、絲裂黴素C及順鉑。熟習此項技術者將知道其他化學治療劑(例如，參見默克索引(Merck Index))。此外，「膜作用」藥劑亦包含於本發明之方法中。此等藥劑亦可為如上文列出之藥劑或替代性地為主要藉由損壞細胞膜而作用之藥劑。膜作用藥劑之實例包含N-烷基三聚氰胺及對位氯汞苯甲酸酯。該藥劑之化學組合物將支配最適當時間以相對於電脈衝之投予而投予藥劑。例如，雖然不想受一特定理論限制，據信具有一低等電點(例如，新製癌菌素，IEP=3.78)之一藥物若在電穿孔後投予以避免場內之高度帶電藥物之靜電相互作用，則該藥物將可能更有效。此外，具有一非常負對數P(P為辛醇與水之間之分配係數)之諸如博萊黴素之藥物在尺寸上非常大(MW=1400)，且係親水性的，藉此與脂膜緊密相關聯非常慢地擴散至一腫瘤細胞中且通常係在電脈衝之前投予或實質上與電脈衝同時投予。此外，特定藥劑可需要改質以更有效地進入細胞。例如，諸如紫杉醇之一藥劑可經改質以增加將允許其更有效地進入細胞之在水中之溶解度。電穿孔藉由在細胞膜中產生孔而促進博萊黴素或其他類似藥物進入至腫瘤細胞中。

在一實施例中，本發明提供一種使用電穿孔裝置10電穿孔細胞之方法，該方法包括投予選定分子至覆蓋區域220內之細胞中，使該等細胞接觸電極34、42及電穿孔信號94、110。在一些實施例中，可在使細胞接觸電極34、42之前調整該等電極34、42之覆蓋區域220。在進一步實施例中，與電穿孔信號94、110相關聯之電場可維持在一預定範圍內，以便實質上防止在覆蓋區域220內之細胞中之永久損壞且最小化疼痛。

在另一實施例中，本發明提供一種用於針對一受試者之一組織之以用於引入分子至其中之細胞中之電穿孔之治療應用之方法，該方法包括：提供一電極陣列，該等電極之至少一者具有用於穿透組織之一針組態；將針電極插入至選定組織中以用於引入分子至該組織中；定位該電極陣列之一第二電極使與選定組織導電相關；施加一第一電信號至第一電極且施加一第二電信號至第二電極，使得自第一波與第二波之間之波干涉在組織中形成一合成電信號或波。該合成波具有足以在細胞壁中引起電穿孔之一拍頻，且嵌入式頻率足以最小化疼痛。

除了最小化疼痛及組織損壞之外，本發明之方法相對於並不採用EPT之一方法可增加藉由細胞攝取之藥劑。攝取或引入藥劑至細胞中可增加約0.5倍至約50倍、約0.5倍至約45倍、約0.5倍至約40倍、約0.5倍至約35倍、約0.5倍至約30倍、約0.5倍至約25倍、約1倍至約50倍、約1.5倍至約50倍、約2倍至約50倍、約2.5倍至約50倍或約3倍至約50倍。藉由細胞攝取藥劑可增加0.5倍至約6倍、約0.75倍至約6倍、約1倍至約6倍、約1.25倍至約6倍、約1.5倍至約6倍、約1.75倍至約6倍、約2倍至約6倍、約2.25倍至約6倍、約2.5倍至約6倍、約2.75倍至約6倍、約3倍至約6倍、約3.25倍至約6倍、約0.5倍至約5.75倍、約0.5倍至約5.5倍、約0.5倍至約5.25倍、約0.5倍至約5倍、約0.5倍至約4.75倍、約0.5倍至約4.5倍、約0.5倍至約4.25倍、約0.5倍至約4倍或約0.5倍至約3.75倍。藉由細胞攝取藥劑亦可增加約0.75倍至約5.75倍、約1倍至約5.5倍、約1.25倍至約5.25倍、約1.5倍至約5倍、約1.75倍至約4.75倍、約2倍至約4.5倍、約2.25倍至約4.25倍、約2.5倍至約4倍或約2.75倍至約3.75倍。

藉由細胞攝取藥劑可增加約18倍至約30倍、約18倍至約29倍、約18倍至約28倍、約18倍至約27倍、約18倍至約26倍、約18倍至約24倍、約19倍至約30倍、約20倍至約30倍、約21倍至約30倍、約22倍至約30倍或約23倍至約30倍。藉由細胞攝取藥劑亦可增加約19倍至約29倍、約20倍至約28倍、約21倍至約27倍、約22倍至約26倍、約23倍至約25倍或約23倍至約24倍。藉由細胞攝取藥劑可增加約18倍、約19倍、約20倍、約21倍、約22倍、約23倍、約24倍、約25倍、約26倍、約27倍、約28倍、約29倍或約30倍。

在另一實施例中，攝取或引入藥劑至細胞中可增加約50%至約5000%、約50%至約4500%、約50%至約4000%、約50%至約3500%、約50%至約3000%、約50%至約2500%、約100%至約5000%、約150%至約5000%、約200%至約5000%、約250%至約5000%或約300%至約5000%。藉由細胞攝取藥劑可增加約50%至約600%、約75%至約 600%、約100%至約600%、約125%至約600%、約150%至約600%、約175%至約600%、約200%至約600%、約225%至約600%、約250%至約600%、約275%至約600%、約300%至約600%、約325%至約600%、約50%至約575%、約50%至約550%、約50%至約525%、約50%至約500%、約50%至約475%、約50%至約450%、約50%至約425%、約50%至約400%或約50%至約375%。藉由細胞攝取藥劑亦可增加約75%至約575%、約100%至約550%、約125%至約525%、約150%至約500%、約175%至約475%、約200%至約450%、約225%至約425%、約250%至約400%或約275%至約375%。藉由細胞攝取藥劑可增加約345%、約346%、約347%、約348%、約349%、約350%、約351%、約352%、約353%、約354%、約355%、約356%、約357%、約358%、約359%、約360%、約361%、約363%、約364%、約365%、約366%、約367%、約368%、約369%、約370%、約371%、約372%、約373%、約374%、約375%、約376%、約377%、約378%、約379%或約380%。

藉由細胞攝取藥劑亦可增加約1800%至約3000%、約1800%至約2900%、約1800%至約2800%、約1800%至約2700%、約1800%至約2600%、約1800%至約2500%、約1800%至約2400%、約1900%至約3000%、約2000%至約3000%、約2100%至約3000%、約2200%至約3000%或約2300%至約3000%。藉由細胞攝取藥劑可增加約1850%至約2950%、約1900%至約2900%、約1950%至約2850%、約2000%至約2800%、約2050%至約2750%、約2100%至約2700%、約2150%至約2650%、約2200%至約2600%、約2250%至約2550%、約2300%至約2500%或約2350%至約2450%。藉由細胞攝取藥劑可增加約2300%、約2310%、約2320%、約2330%、約2340%、約2350%、約2360%、約2361%、約2362%、約2363%、約2364%、約2365%、約2366%、約2367%、約2368%、約2369%、約2370%、約2371%、約2372%、約 2373%、約2374%、約2375%、約2376%、約2377%、約2378%、約2379%、約2380%、約2381%、約2382%、約2383%、約2384%、約2385%、約2386%、約2387%、約2388%、約2389%或約2390%。

因此，本發明之方法藉由降低歸因於細胞結構(例如，皮膚)之阻抗同時增加引入藥劑至一(若干)細胞中之效率而最小化受試者經歷之疼痛。本發明之方法有利地提供有效遞送藥劑至細胞內，但不像其他電療方法，最小化(或減少)受試者歸因於阻抗而經歷之疼痛。

可期望藉由本發明之方法引入一分子而調變一細胞中之一基因表現。術語「調變」想像(例如)一基因在表現出過量(over-expressed)時之基因表現之抑制或基因在經受壓抑的(under-expressed)時之基因表現之增加。在一細胞增生疾病與一基因表現相關聯之情況下，可使用在轉譯層級干擾基因表現之核酸序列。此方法利用(例如)反股核酸、核糖酶或三重藥劑以藉由使用一反股核酸或三重藥劑遮蔽一特定mRNA或藉由使用一核糖酶將其斷裂而阻斷該mRNA之轉錄或轉譯。

應理解，可在諸如(但不限於)肉瘤、癌及淋巴瘤之各種形式之實體腫瘤類型上利用上文所描述之治療。實體腫瘤可位於整個身體，諸如在頸部、肺、皮膚、腦、前列腺、肝、胰臟、膽囊、胃及淋巴結中。此等腫瘤可進一步轉移至整個身體之其他位置。電穿孔裝置10可用於引入諸如博萊黴素之藥劑以藉由壞死而殺死腫瘤且進一步刺激免疫系統以防止轉移。

反股核酸係與一特定mRNA分子之至少一部分互補之DNA或RNA分子(Weintraub，Scientific American，262：40，1990年)。在細胞中，反股核酸雜交於對應mRNA，形成一雙鏈分子。反股核酸干擾mRNA之轉譯，此係因為細胞將不轉譯一雙鏈mRNA。約15個核苷酸之反股寡聚物係較佳的，此係因為其等易於合成且在經引入至目標細胞中時與較大分子相比更不太可能引起問題。抑制基因之試管內轉譯之反股方法之使用為此項技術所熟知(Marcus-Sakura，Anal.Biochem.，172：289，1988年)。

使用一寡核苷酸而阻止轉錄稱為三重策略，此係因為寡聚物繞在雙螺旋DNA周圍，形成三鏈螺旋。因此，此等三重化合物可經設計以辨識一經選取基因上之一唯一位點(Maher等人，Antisense Res.and Dev.，1(3)：227，1991年；Helene,C.，Anticancer Drug Design，6(6)：569，1991年)。

核糖酶與RNA分子擁有以類似於DNA限制性內切酶之一方式特定地斷裂其他單鏈RNA之能力。透過編碼此等RNA之核苷酸序列之改質，可設計辨識一RNA分子中之特定核苷酸序列且將其斷裂之分子(Cech，J.Amer.Med.Assn.，260：3030，1988年)。此方法之一主要優點在於：因為其等係特定序列的，所以僅具有特定序列之mRNA失活性。

存在兩個基本類型之核糖酶，即四膜蟲(tetrahymena)類型(Hasselhoff，Nature，334：585，1988年)及「錘頭(hammerhead)」類型。四膜蟲類型核糖酶辨識在長度上為四個鹼基之序列，而「錘頭」類型核糖酶辨識在長度上為11至18個鹼基之鹼基序列。辨識序列愈長，該序列將僅發生於目標mRNA物種中之可能性愈大。因此，18個鹼基之辨識序列較佳於較短辨識序列。因此，就使一特定mRNA物種失活性來說，「錘頭」類型核糖酶比四膜蟲類型核糖酶更佳。

本發明亦提供基因療法，用於治療由一特定基因或其之缺失而居間促成之細胞增生或免疫學疾病。此療法將藉由引入一特定正股或反股多核苷酸至具有疾病之細胞中而達成其治療效果。可使用一重組表現載體(諸如一嵌合病毒)達成多核苷酸之遞送或該多核苷酸可作為(例如)「裸」DNA而遞送。

如本文中所教示之可用於基因療法之各種病毒載體包含腺病毒、疱疹病毒、牛痘或較佳一RNA病毒(諸如一逆轉錄病毒)。較佳地，逆轉錄病毒載體係一鼠類或鳥類逆轉錄病毒之一衍生物。其中可插入一單一外源基因之逆轉錄病毒載體之實例包含(但不限於)：莫洛尼氏鼠白血病病毒(MoMuLV)、哈維小鼠肉瘤病毒(HaMuSV)、小鼠乳腺腫瘤病毒(MuMTV)及勞氏肉瘤病毒(RSV)。當受試者係人類時，可利用諸如長臂猿白血病病毒(GaLV)之一載體。許多額外逆轉錄病毒載體可併入多個基因。全部此等載體可傳遞或併入一基因用於一可選擇標記，使得可識別及產生轉導細胞。

治療肽或多肽亦可包含於本發明之治療方法中。例如，可投予免疫調節藥劑及其他生物效應調節劑以藉由一細胞併入。術語「生物效應調節劑」意以涵蓋調節免疫效應中所涉及之物質。免疫效應調節劑之實例包含諸如淋巴因子之化合物。淋巴因子包含腫瘤壞死因子、白細胞介素1、2及3、淋巴毒素、巨噬細胞活化因子、移行抑制因子、群落刺激因子及α-干擾素、β-干擾素及γ-干擾素及其等之亞型。

又，包含編碼代謝酶及蛋白質之多核苷酸，多核苷酸包含抗血管新生化合物(例如，因子VIII或因子IX)。本發明之大分子亦包含抗體分子。如本文中所使用之術語「抗體」意欲包含完整分子以及其等之片段(諸如Fab及F(ab')₂)。

在本發明之方法中，藥物(多核苷酸或多肽)之投予可為(例如)腸胃外注射、快速輸液、鼻咽吸收、皮膚吸收及口服。在一腫瘤之情況中，例如，化學治療劑或其他藥劑可經局部、全身投予或直接注射至該腫瘤中。當藥物(例如)直接投予至腫瘤中時，以「扇形」方式注射該藥物係有利的。術語「扇形」係指藉由在注射藥物時改變針之方向或藉由朝多個方向之多個注射(如打開扇子)而非作為丸劑而投予藥物以提供遍及腫瘤之更大藥物分佈。與此項技術中通常使用之量相比較，當在瘤內投予(例如，注射)藥物時期望增加含藥物溶液之量以確保遍及腫瘤之適當藥物分佈。例如，在本文中使用小鼠之實例中，熟習此項技術者通常注射50μl含藥物溶液，然而，藉由增加該量至150μl而很大程度改良結果。在人類臨床研究中，將注射約20ml以確保適當灌注腫瘤。較佳地，應全部圍繞基底且藉由扇形非常緩慢地進行該注射。儘管在腫瘤之中心處間質性壓力非常高，然其亦係其中腫瘤經常壞死之區域。

較佳地，分子係與電穿孔治療實質上同時投予。術語「實質上同時」意謂分子及電穿孔治療在時間上緊挨著合理地投予，即，在細胞上之電脈衝之效應減弱之前。分子或治療劑之投予取決於諸如(例如)腫瘤之性質、病人之狀況、分子之大小及化學特性及分子之半衰期之因素。

對腸胃外投予之準備包含無菌、水性或非水性溶液、懸浮液及乳液。非水性溶劑之實例係丙二醇、聚乙二醇、植物油(諸如橄欖油)及可注射有機酯(諸如油酸乙酯)。除惰性稀釋劑以外，此等組合物亦可包含佐藥、潤濕劑、乳化劑及懸浮劑。此外，血管收縮劑可用於在發生脈衝之前保持治療劑局部化。

可藉由本發明之方法治療任何細胞。本文中所提供之闡釋性實例證明使用本發明之方法用於治療腫瘤細胞(例如，胰臟、肺、頭頸部、皮膚及皮下癌)。其他細胞增生疾病可經受本發明之電穿孔方法之治療。術語「細胞增生疾病」表示通常在形態及基因型兩者上皆看似不同於周圍組織之惡性以及非惡性細胞群體。惡性細胞(即，腫瘤或癌)經由一多步驟過程而發展。本發明之方法係用於治療各種器官系統(特定言之，例如，胰臟、頭頸部(例如，喉頭、鼻咽、口咽、喉咽、嘴唇、咽喉)及肺中之細胞，且亦包含心臟、腎臟、肌肉、乳腺、結腸、前列腺、胸腺、睾丸及卵巢之細胞)之惡性腫瘤或其他疾病。此外，亦可藉由本發明之治療方法治療皮膚之惡性腫瘤(諸如基底細胞癌或黑素瘤)(參見實例2)。較佳地受試者為人類，然而，應理解，本發明亦對非人類動物或哺乳類中之獸醫使用有用。

在又另一實施例中，本發明提供一種用於針對一受試者之一組織之用於損壞或殺死其中之細胞同時最小化病人經歷之疼痛量之電穿孔之治療應用之方法。該方法包含：提供一電極陣列；定位該電極陣列之一第二電極使與選定組織導電相關；及施加一第一電信號至第一電極且施加一第二電信號至第二電極，使得自該第一信號與該第二信號之間之波干涉形成一合成電信號或波。該方法可利用一低電壓及一長脈衝長度，例如，自約25V/cm至75V/cm之一標稱電場及自約5μsec至99msec之脈衝長度。

以下實例係意欲繪示但不限制本發明。儘管其等係可使用之該等實例之典型，然可替代性地使用熟習此項技術者所知之其他程序。

III)實例

實例1

試管內之干擾電穿孔治療

材料及方法

質體。自Aldevron(Fargo，ND)獲取編碼螢光素酶之質體gWiz-Luc。

電穿孔。在完全培養基(即，具有10%牛胎兒血清(FBS)之Mcoy之5A培養基)中製備B16 F10細胞(2.5 x 10⁶個細胞/mL)。將細胞分成兩個群組，群組1及群組2。群組1細胞與DNA混合，但未接受干擾電穿孔(IEP)治療。明確言之，將1mL細胞懸浮液轉移至一試管且將50μLgWiz-Luc(2mg/mL)添加至此試管以達成100μg/mL DNA之一最終濃度。該等細胞及DNA在放置於一試管支撐架之前藉由吸液管混合。該等細胞未接受IEP治療且隨後將該等細胞懸浮液轉移至一6孔培養皿。該等細胞在如下文所描述成像之前在攝氏37度、5% CO₂下培養。

群組2細胞與DNA混合且接著接受IEP治療。明確言之，準備兩個試管，其中各試管接受1mL細胞懸浮液及50μL gWiz-Luc(2mg/mL)以達成100μg/mL DNA之一最終濃度。一吸液管係用於在將各試管放置於一試管支撐架中之前混合該細胞懸浮液及DNA。IEP之參數係650V/cm各通道x 2個通道、100μs、1KHz、6個脈衝。在IEP之後，將140μL細胞懸浮液自各試管轉移至一6孔培養皿之一各自孔中。各孔含有2mL完全培養基。對於各試管按一式三份完成此(即，各試管針對3個孔)。該等細胞在如下文所描述成像之前在攝氏37度、5% CO₂下培養。

細胞成像。在電穿孔之後24小時(hr)，自該等6孔培養皿之各孔移除培養基且將含有D-螢光素(250μg/ml，Goldbio，美國密蘇里州聖路易斯)之300μL預加熱培養基添加至各孔。接著，細胞在成像之前在攝氏37度下培養5分鐘(min)。使用一IVIS光譜系統(Caliper Life Sciences，美國馬薩諸賽州Hopkinton)進行成像且在使用D-螢光素培養該等細胞之後約8min至約10min執行來自細胞之光子發射之評估。

結果

為判定干擾電穿孔(IEP)是否可增加藉由細胞之分子攝取之效率，利用其中將細胞分成兩個不同治療群組之一試管內系統。該兩個治療群組係如下：群組1與DNA混合之細胞但未接受IEP治療，且群組2係與DNA混合之細胞且接受IEP治療。所使用之DNA係編碼螢光素酶之一質體，且藉由螢光素酶活性間接量測DNA攝取。螢光素酶對其之基質D-螢光素起作用以引起光或光子之發射。

圖14及圖15展示在電穿孔之後24小時分別來自群組1及群組2之光子發射(p/sec/cm²/sr)之經擷取影像。表1中展示對各孔及群組1及群組2之平均發射之量測。對於群組1及群組2之各者，藉由算出分別來自描繪於圖14及圖15中之6個孔之量測的平均數而計算平均發射。對於圖15，3個孔之各列對應於上文所描述之接受IEP治療之兩個試管之一者。

如圖14及圖15及表1中所展示，IEP治療相較於未接受IEP治療之細胞增加2374%光子發射。此等資料指示IEP治療顯著地增加藉由細胞之DNA攝取。常則電穿孔至少與IEP一樣起作用(資料未展示)。

實例2

活體內之干擾電穿孔治療

材料及方法

質體。編碼螢光素酶之質體gWiz-Luc係自Aldevron(Fargo，ND)獲得。該gWiz-Luc製劑具有小於100EU/mg之內毒素濃度。

細胞。在攝氏37度及5% CO₂潮濕空氣下將B16.F10黑素瘤細胞維持在補充有10%牛胎兒血清(Life Technologies，紐約Grand Island)及1%僅大黴素(Gentamycin)之McCoy之5A培養基(Mediatech，弗吉尼亞州Manassas)中。

小鼠。自Jackson實驗室(Bar Harbour，ME)購買雌性C57BL/6J小鼠(6-8周齡)。

腫瘤建置。藉由皮下(s.c.)注射將50μL之B16.F10黑素瘤細胞(1 x 10⁶個細胞)引入至該C57BL/6J小鼠之剃光之左側腹中以建置腫瘤。密切監測各小鼠之腫瘤發展且使用數位游標卡尺(digital caliper)量測腫瘤體積。藉由使用用於一橢球體之體積之公式計算腫瘤體積：v=πab²/6，其中a係長徑且b係短徑。在如下文所描述遞送質體DNA之前允許腫瘤增長至3毫米(mm)至5mm之一直徑(在皮下注射之後約5天)。

電穿孔。如上文所描述在各小鼠中建置一腫瘤且在該腫瘤達到3mm至5mm之一直徑之後使用具有一25個錶針之一注射器將50μg質體DNA(2mg/mL)直接注射至該腫瘤中。圍繞該腫瘤放置電極且使用一干擾電穿孔(IEP)協定施加脈衝。該IEP協定採用具有以下參數之一4針電極：(1)650V/通道、100μs、6個脈衝、900μs間隙。

成像。將各小鼠麻醉且將D-螢光素注射至腫瘤中。使用一IVIS光譜系統(Caliper Life Sciences，美國馬薩諸賽州Hopkinton)進行成像。在電穿孔治療之後第1天、第2天、第5天及第7天將來自各小鼠之腫瘤之光子發射成像。小鼠中不含有腫瘤之一部分亦經成像且用作背景光子發射之一對照。

結果

以上資料證明干擾電穿孔(IEP)增加藉由試管內細胞之DNA攝取之效率。為進一步檢測IEP之能力，檢測活體內之DNA攝取。特定言之，在兩個小鼠群組中建置腫瘤且將質體DNA藉由注射投予至各腫瘤。群組1未接受IEP治療且含有四個小鼠。群組2亦含有4個小鼠且接受具有以下參數之IEP治療：650V/通道、100μs、6個脈衝、900μs間隙。在DNA投予之後第1天、第2天、第5天及第7天將各群組小鼠成像以量測來自該等腫瘤之光子發射。

圖16、圖18、圖20及圖22展示分別在第1天、第2天、第5天及第7天來自群組1小鼠之腫瘤之光子發射(p/sec/cm²/sr)之經擷取影像。圖17、圖19、圖21及圖23展示分別在第1天、第2天、第5天及第7天來自群組2小鼠之腫瘤之光子發射之經擷取影像。在各小鼠之後方區域上之實線圓指示腫瘤之經成像區域。在群組1及群組2之各者中之一小鼠上成像一額外區域以提供背景光子發射之一對照(參見小鼠之頭部區域上之實線圓)。表2至表5列出分別在第1天、第2天、第5天及第7天針對群組1及群組2之各小鼠所獲得之量測。表2至表5中之平均光子發射係群組1及群組2之各者中之四個小鼠之光子發射之一平均值。

圖24展示在第1天、第2天、第3天及第4天群組1及群組2之平均光子發射之一比較。此等資料指示相較於未接受IEP治療之小鼠每一天IEP治療增加來自腫瘤之光子發射。特定言之，IEP治療分別在第1天、第2天、第5天及第7天增加光子發射達357%、361%、351%及374%。因此，此等資料指示IEP治療顯著地增加藉由一動物中之目標細胞(即，腫瘤細胞)之DNA攝取。常規電穿孔至少與IEP一樣起作用(資料未展示)。

實例3

干擾電穿孔治療並不損壞組織

材料及方法

質體。自Aldevron(Fargo，ND)獲得編碼綠色螢光蛋白(GFP)之質體gWiz-Luc。該gWiz-Luc製劑具有小於100EU/mg之內毒素濃度。

細胞。在攝氏37度及5% CO₂潮濕空氣下將B16.F10黑素瘤細胞維持在補充有10%牛胎兒血清(Life Technologies，紐約Grand Island)及1%僅大黴素之McCoy之5A培養基(Mediatech，弗吉尼亞州Manassas)中。

腫瘤建置。藉由皮下(s.c.)注射將50μL之B16.F10黑素瘤細胞(1 x 10⁶個細胞)引入至該C57BL/6J小鼠之剃光之左側腹中以建置腫瘤。密切監測各小鼠之腫瘤發展且使用數位游標卡尺量測腫瘤體積。藉由使用用於一橢球體之體積之公式計算腫瘤體積：v=πab²/6，其中a係長徑且b係短徑。在如下文所描述遞送質體DNA之前允許腫瘤增長至3毫米(mm)至5mm之一直徑(在皮下注射之後約5天)。

電穿孔。如上文所描述在各小鼠中建置一腫瘤且在該腫瘤達到3mm至5mm之一直徑之後使用具有一25個錶針之一注射器將50μg質體 DNA(2mg/mL)直接注射至該腫瘤中。圍繞該腫瘤放置電極且使用一干擾電穿孔(IEP)協定施加脈衝。該IEP協定採用具有以下參數之一4針電極：650V/通道、100μs、6個脈衝、900μs間隙。

染色。使用蘇木精及伊紅(H&E)染色劑將腫瘤區段染色。

結果

以上資料證明IEP增加藉由試管內(即，組織培養)及活體內(即，在小鼠中之經建置腫瘤中)兩者之細胞之DNA攝取。在電穿孔之後藉由腫瘤區段之H&E染色進一步檢測IEP對細胞生物學之效應。特定言之，利用該染色以判定IEP是否引起組織損壞。

在兩個小鼠群組中建置腫瘤且藉由注射將質體DNA投予至各腫瘤。群組1未接受IEP治療。群組2在注射之後接受IEP。在7天之後，小鼠犧牲且各自腫瘤因H&E染色而分成區段。對於群組1及群組2之代表性染色分別展示於圖25a及圖25b中。

如圖25a及圖25b中所見，在來自群組1及群組2之經染色腫瘤組織區段中觀察類似細胞形態。此等資料指示接受IEP治療之組織並未經受來自IEP治療之電脈衝損壞。

實例4

用於治療活體內之腫瘤之EPT

一單一治療程序將涉及使用扇形進行瘤內注射博萊黴素(在0.15ml生理食鹽水中0.5個單位)，接著使用如本申請案中所描述之沿著1cm直徑之一圓之圓周配置之針陣列電極同時施加第一電信號及第二電信號之6個電脈衝，具有可變直徑(例如，0.5cm、0.75cm及1.5cm)之針陣列亦可用於適應各種尺寸之腫瘤。各種高度之止動件可插入於該陣列之中心以使該等針穿透至腫瘤中之深度可變。一內建機構將允許藉由脈衝場針對腫瘤之最大覆蓋範圍切換電極。電參數將為：780V/cm中心場強度及以1秒時間間隔隔開之6×99μs脈衝。

實例5

對基底細胞癌及黑素瘤之臨床試驗

類似於實例1，將評估博萊黴素-EPT對腫瘤之有效性。

實例6

用於頭頸部癌之EPT

將進行一單中心可行性臨床研究，其中比較結合病灶內博萊黴素之EPT程序之功效與傳統手術、放射及/或全身化療之功效。約50個研究受試者將加入該研究中。將在治療之前藉由檢測及活組織檢驗而經評估全部研究受試者。將使用博萊黴素瘤內注射及具有6個針之不同直徑之針陣列治療病人。將設定電壓以達成1300V/cm之一標稱電場強度(針陣列直徑乘以1300以提供所需電壓)。脈衝長度將為100μs。研究受試者之術後評估將為每週一次持續4至6週，且此後每月一次持續總計12個月。治療後約8至12週，將執行腫瘤位點之一活組織檢驗。將根據HNC受試者之標準醫學追蹤評估利用CT或MRI掃描之使用。

腫瘤評估將包含量測腫瘤直徑(以公分為單位)及估計其體積(以立方公分為單位)。在瘤內投予硫酸博萊黴素之前，將使用1%利多卡因(木卡因)及1：100,000腎上腺素麻醉腫瘤位點。經注射之硫酸博萊黴素之濃度將為每毫升4個單位，高達每腫瘤5個單位之最大劑量。若治療每受試者一個以上腫瘤，則應不超過每受試者總計20個單位。經投予之博萊黴素之劑量將為經計算之腫瘤體積之1單位/cm³。繼注射硫酸博萊黴素之後約10分鐘，將施用器放置於腫瘤上且起始電脈衝。在此研究中，成功將定義為在16週或更少之一週期中在沒有藉由傳統療法所見之主要副作用之情況下之顯著腫瘤消退。存在四個可能效應結果：完全效應(CR)：如藉由實體檢測及/或活組織檢驗判定之腫瘤之全部跡象之消失。

部分效應(PR)：腫瘤體積之50%或更大之減小。

無效應(NR)：腫瘤體積之小於50%之減小。

若腫瘤尺寸增加(25%腫瘤體積)，則將按照每一受試者之期望實行其他療法(若經指示)。

實例7

低電壓長脈衝長度(LVLP)EPT

將使用一XTT分析在高電壓/短脈衝長度(HVSP)及低電壓/長脈衝長度(LVLP)進行MCF-7之電穿孔回應。XTT係四唑試劑，2,3-雙(2-甲氧基-4-硝基-5-磺苯基)-5-[(苯基氨基)羰基]-2H-四唑氫氧化物，其在活細胞中代謝降低為一水溶性甲臢(formazan)產物。因此，僅活細胞將XTT轉換至甲臢。將在450nm處用分光光度法量測70小時之後XTT至甲臢之代謝轉換。(M.W.Roehm等人，An Improved Colorimetric Assay for Cell Proliferation and Viability Utilizing the Tetrazolium Salt XTT,J.Immunol.Methods 142：2，257-265，1991年)。將使用來自樣本之O.D.值之一公式計算百分比細胞存活值。(與100%細胞存活(D-E)對照及與0%細胞存活(具有SDS之D-E)對照)。將進行HVSP情況下之實驗以允許與EPT之LVLP模式之直接比較。

實例8

試管內之EPT之情況下藥物之細胞毒性

細胞將自ATTC(American Type Tissue Collection，美國馬里蘭州羅克維爾)獲得且藉由其等之經推薦程序維持。該等細胞將懸浮於適當培養基中且均勻地接種(seeded)於24/96孔培養皿中。將博萊黴素、順鉑、絲裂黴素C、阿黴素及紫杉醇之一者直接添加至細胞懸浮液達約1×10^-4(1E-4)至1.3×10^-9(1.3E-9)之最終濃度。將使用如本文中所描述之一BTX針陣列電極將藉由一BTX T820方波脈衝發生器(ElectroSquarePorator)產生之電脈衝遞送至微孔培養皿中之該等細胞懸浮液。取決於該實驗，將使用EPT-196針陣列切換器將100μs或10ms及在高電壓或低電壓之各種標稱電場處之6個脈衝施加於一6針陣列之兩個相對對之間。將該等微孔培養皿培養達20小時或70小時且將藉由XTT分析來量測細胞存活。

實例9

單極波形原型

將(例如)使用現成儀器組裝原型。該等原型將用於產生形成一干涉波形之兩個相對波形或信號。如圖12a及圖12b中所繪示，在一原型中，各相對波形可為單極且在組合中合成干涉波形亦可如圖12c中所繪示般為單極。在其他原型中，各相對波形可如圖11中所繪示般為雙極且合成干涉波形可因此為雙極。

儘管已參考當前較佳實施例描述本發明，然應理解，可在不脫離本發明之精神之情況下作出各種修改。因此，本發明僅藉由以下申請專利範圍限制。

30‧‧‧主體

34‧‧‧第一電極

38‧‧‧第一組電極針

42‧‧‧第二電極

46‧‧‧第二組電極針

200‧‧‧電極施用器

204‧‧‧導引部件

212‧‧‧施用器端

216‧‧‧頂點或尖端

220‧‧‧覆蓋區域

224‧‧‧基圓直徑

228‧‧‧電位計

Claims

一種電穿孔裝置，其包括：一施用器；自該施用器延伸之複數個電極，該等電極與一覆蓋區域相關聯；與該等電極電連通之一電源供應器，該電源供應器經組態以產生一或多個電穿孔信號至該覆蓋區域內之細胞；及耦合至該等電極之一導引部件，其中該導引部件經組態以調整該等電極之該覆蓋區域。
如請求項1之裝置，其中該導引部件可滑動耦合至該施用器。
如請求項1之裝置，其中該導引部件可滑動耦合至該施用器，其中該施用器係與一施用器端相關聯，且其中使該導引部件滑動朝向該施用器端而減小該覆蓋區域。
如請求項1之裝置，其中該導引部件可滑動耦合至該施用器，其中該施用器係與一施用器端相關聯，且其中使該導引部件滑動遠離該施用器端而增加該覆蓋區域。
如請求項1之裝置，其中該等電極之至少一部分定位在該施用器內成一圓錐形配置。
如請求項1之裝置，其中該一或多個電穿孔信號各與一電場相關聯，其中該裝置進一步包括耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計，且其中該電位計經組態以使該電場實質上維持在一預定範圍內。
如請求項1之裝置，其中該一或多個電穿孔信號各與一電場相關聯，其中該裝置進一步包括耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計，且其中該電位計經組態以維持該電場為約1300 V/cm。
如請求項1之裝置，其中該電源供應器係與一輸出功率相關聯，其中該裝置進一步包括耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計，且其中該電位計經組態以回應於該等電極之該覆蓋區域而調整該輸出功率。
如請求項1之裝置，其中該電源供應器係與一輸出功率相關聯，其中該裝置進一步包括耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計，且其中該電位計經組態以回應於該等電極之一減小之覆蓋區域而降低該輸出功率。
如請求項1之裝置，其中該電源供應器係與一輸出功率相關聯，其中該裝置進一步包括耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計，且其中該電位計經組態以回應於該等電極之一增加之覆蓋區域而提高該輸出功率。
如請求項1之裝置，其中該一或多個電穿孔信號各與一電場相關聯，其中該裝置進一步包括耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計，且其中該電位計經組態以使該電場維持在一預定範圍內，以便實質上防止在該覆蓋區域內之該等細胞中之永久損壞。
如請求項1之裝置，其中該一或多個電穿孔信號各與一電場相關聯，其中該裝置進一步包括耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計，且其中該電位計經組態以使該電場維持在一預定範圍內，以便實質上最小化疼痛。
如請求項1之裝置，其中該電源供應器提供一第一電信號至一第一電極且提供一第二電信號至一第二電極，其中該第一電信號及該第二電信號組合以產生具有一拍頻之一波，且其中該第一電信號及該第二電信號各具有單極波形及雙極波形之至少一者。
一種使用如請求項1之裝置電穿孔細胞之方法，該方法包括：將選定分子投予至該覆蓋區域內之該等細胞中；使該等細胞與該等電極接觸；及遞送該一或多個電穿孔信號。
如請求項14之方法，其進一步包括調整該等電極之該覆蓋區域。
如請求項14之方法，其中該一或多個電穿孔信號各與一電場相關聯，且其中遞送該一或多個電穿孔信號進一步包括使該電場維持在一預定範圍內，以便實質上防止在該覆蓋區域內之該等細胞中之永久損壞。
如請求項14之方法，其中該一或多個電穿孔信號各與一電場相關聯，且其中遞送該一或多個電穿孔信號進一步包括使該電場維持在一預定範圍內，以便實質上最小化疼痛。
如請求項14之方法，其進一步包括調整該等細胞之一溫度為約4℃至約45℃。
一種電穿孔裝置，其包括：一施用器；自該施用器延伸之複數個電極，該等電極與一覆蓋區域相關聯；與該等電極電連通之一電源供應器，該電源供應器與一輸出功率相關聯，且該電源供應器經組態以產生一或多個電穿孔信號至該覆蓋區域內之細胞；耦合至該電源供應器及該等電極之一電位計；及耦合至該等電極之一導引部件，其中該導引部件可滑動耦合至該施用器且經組態以調整該等電極之該覆蓋區域，且其中該電位計經組態以回應於該等電極之該覆蓋區域而調整該輸出功率。
如請求項19之裝置，其中該電位計經組態以回應於該等電極之一減小之覆蓋區域而降低該輸出功率。
如請求項19之裝置，其中該電位計經組態以回應於該等電極之一增加之覆蓋區域而提高該輸出功率。
如請求項19之裝置，其中該一或多個電穿孔信號各與一電場相關聯，且其中該電位計經組態以維持該電場為約1300V/cm。
如請求項19之裝置，其中該電源供應器提供一第一電信號至一第一電極且提供一第二電信號至一第二電極，其中該第一電信號及該第二電信號組合以產生具有一拍頻之一波，且其中該第一電信號及該第二電信號各具有單極波形及雙極波形之至少一者。
一種電穿孔裝置，其包括：一施用器；自該施用器延伸之複數個電極；與該等電極電連通之一電源供應器；及耦合至該施用器且鄰近該等電極而定位之一相機。
如請求項24之裝置，其進一步包括與該相機電子通信之一裝置記憶體，其中該裝置記憶體經組態以儲存一電穿孔治療資料庫。
一種電穿孔裝置，其包括：一施用器；自該施用器延伸之複數個電極；與該等電極電連通之一電源供應器；及耦合至該施用器且鄰近該等電極而定位之一冷卻/加熱元件。
如請求項26之裝置，其中該冷卻/加熱元件包含一帕爾帖冷卻器。
如請求項26之裝置，其中該冷卻/加熱元件經組態以調整腫瘤細胞之一溫度為約4℃至約45℃。