单极电脉冲发生器的制作方法

专利名称：单极电脉冲发生器的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种通过把活性剂的注射与物理过程相关联用来改 进进入体内组织中和进入所述组织的细胞中的物质的管理的装置。
4吏用的物理过程是电场或电流的管理。这些场和/或这种电流具 有临时渗透细胞的作用，并且也具有改进进入组织的活性剂的管理的作用。
背景技术：
电转移或电渗透涉及活性剂，即化学分子或核苷酸，到组织中的 注射和电流脉沖的同时或以后管理，该电流J咏冲渗透组织和/或细胞的 壁并由此促进活性剂的进入。
这导致对于活性剂的电泳或离子电渗作用，借此活性剂的分子由 电对流驱动到组织中，驱动到人体、动物、植物或细菌细胞中，及在 一定情况下驱动到细胞核中。
在本申请中，术语"电转移，，是指使用电场或电流改进活性剂到生 物組织的管理并且增强其有效性的这种方法。术语"场，，用作电场或电 磁场，并且在两根电极之间输送的电流经受不同的电压。
抗肿瘤化疗是一个实例，其中根据"电化学治疗，，方法，化学模量 到肿瘤细胞中的渗透对于治疗活动是必需的。
DNA电转移具有促进DNA的组织和细胞内渗透的效果。包括启 动子、基因及多腺苷酸化序列的治疗表达暗盒的电转移，可允许基因 的表达。在本申请中，术语"活性剂，，是指具有有益效果或用于诸如成 像、功能及特别是所有肽或核酸型大分子之类的分析目的的任何分 子。在这些核酸中，通过合成产生的质粒或线性DNA或RNA线是优 选的。本发明也涉及根据本领域的方法产生的任何核酸、蛋白质、糖 或其它基因或化学改性的生物分子、或甚至任何完整的合成分子。
特别是为了增强DNA、质粒或任何其它形式的基因材料(DNA、 RNA或其它)的管理可使用电转移，导致基因产品的表达。这种产品 可以是RNA或蛋白质，特别是在诸如肌肉、肿瘤、皮肤、神经系统 或肝脏之类的组织中。
电转移要求包括至少电脉冲发生器和电极装置的装置。 美国专利US-A-5，273，525描述了一种包括也用作电极的两个注 射针的注射器。
PCT申请WO-A-99/01158描述了通过单极方形场的使用提供的 核酸到肌肉中转移的改进。
PCT申请WO-A-99/01157描述了核酸到多细胞真核器官的细胞 中的增强转移。
PCT申请WO-A-2006/010837描述了用来改进在该申请中描述 的电转移的无害性和用来降低毒性的电极装置和方法。
美国专利申请US-A-2004/167458描述了 一种用来促进把大分子 引入到身体或植物中的组织的细胞中的电极系统。
美国专利US-A-6，241，701描述了一种用于体内电穿孔治疗方法 的设备。
美国专利US-A-6,010,613描述了一种用脉沖电场处置有机材料 的方法。
美国专利申请US-A-2005/0052630描述了一种用来促进把大分 子引入到身体或植物中的组织的细胞中的电穿孔装置。
美国专利US-A-5，869，326描述了 一种根据用户规定脉冲图产生 和施加电场的电穿孔i殳备。
PCT申请WO-A-03/075978描述了与注射扩散过组织的成分一 道将电能施加到生物组织。
已经生产了方形脉冲发生器。生产方形脉冲发生器的一种示范方 法涉及使用微控制器以在高频下产生脉冲，然后把脉沖传输到把信号 放大到要求电压的变压器。每个微脉沖群与要求的最终脉冲相对应， 并且整个脉沖然后被传输到滤波器，表示在图26a上。因而得到方形 脉冲；然而，脉冲的波峰由于电容器的使用可能处于"锯齿"形式或具 有减小的斜率，如图26b上所示，或者脉冲可能具有如图26c上所示 的巨大变化的电压。
生产方形脉冲发生器的另一种方法是使用圆筒，其中只有沿圆筒 轴线的条是导电的并且被链接到在要求电压下产生直流的电路上。这 种圆筒在第二空心圆筒内在同一轴线上转动。这个第二空心圆筒具有 内部传导条，链接到形成发生器的终端之一的终端上(另一个终端接
地)。两个金属条因为转动而周期性地相接触，因而使得产生脉冲。 脉冲的持续时间，即在两个脉沖之间的时段，取决于转度。这种发生
器的缺点是它是基于机械的系统，并且数字系统更准确。
电转移技术被首先用在高电压条件下，即对于大约几微秒的脉沖
近似2000V，的化疗中。它也可应用于核酸的电转移。
现有发生器技术只近似地供给方形脉冲，其中电压在每个脉冲上
不是恒定的并且在每个脉冲的结束处下降。此外，观察到从零电压到
脉沖的电压的过渡很长反之亦然。
DNA的电转移可引发显著的、甚至不容许的疼痛及可引起严重
的、有时不可逆的后遗症的肌肉收缩。即使对象被麻醉，肌肉收缩也
可发生。此外，在多种情况下，对象的虚弱或年老状态使得麻醉成为
承"、C)
在本申请中任何文件的引用或标识不是作为对于本发明的现有 技术可得到这样的文件的许可。

发明内容
本发明可以包含一种大功率单极电脉冲发生器。与这种发生器相 关联，本发明可以提出侵入和非侵入电极装置、和一种适于改进电转 移方法的有效性和无害性并且減小其毒性和肌肉收缩规模的方法。
本发明也可以使得有可能最佳地把活性剂溶液注射到所有组织中。
本发明涉及一种装置和一种方法，其中具有确定特整的方形或矩 形场或电脉冲用来实现电转移。如此后表示的那样，这具有改进电转 移的功效的意外效果，很可能是通过增强在细胞中引入的活性剂的
本发明也涉及对于在组织中的活性剂的渗透特别适当的方形或 矩形形式的电场的辨别。
因而，本发明供由对象，特别是优化场序列，较好容许的电转移
装置和方法之用。
在本发明中，电转移在低场条件下进行。例如，电压是较好容许
的单极，并且小于500 V。
而且，本发明供适于产生规定形式的脉冲和电压的发生器之用， 该发生器明显增强核酸、化学分子及其它活性剂进入细胞的电转移的 效率。
本发明的大功率装置和方法给出关于无害性较好容许的场条件。 而且装置和方法更有效，并且可补偿场幅度的损失以便禁止或减小疼 痛的场条件。
术语场的"输送"在本申请中用来指通过装置在电极之间的电位 差的产生，由此在电极之间产生电流和/或电场。
在本申请中，术语"电极组"用来指至少一根电极的组。 有效性的改进涉及无害性的改进，这通过减小产生疼痛和肌肉收 缩的参数而发生。
因而，本发明涉及一种用来改进进入人或动物对象的组织的细胞
中的活性剂分子的体内穿透的装置，并且可以包括如下
(i) 单极电脉冲的发生器，它可产生至少一个方形单极电脉沖 系列，其中发生器包括
(a) 对于每个脉冲系列输入要求电压的装置，
(b) 对于每个脉冲系列输入脉沖数、每个脉冲的持续时间及 在脉冲之间的间隔的装置，
(c) 产生信号的装置，该信号包括在PWM (脉宽调制)模 式中在低和恒定电压下的一个方形脉冲系列，并且与要求脉冲的形式
(即，具有要求的间隔、持续时间、数量)相一致，
(d) 直流电压源，在比对于脉冲的最高要求电压大的恒定电 压下产生电流，
(e) 至少一个脉冲发生器电路，使用所述信号来划分由直流 电压源输出的电流，并且在输出端处产生具有对于脉冲系列要求的电 压和脉沖形式(即，间隔、持续时间、数量)特征的电流，
(ii) 至少一个电极装置，由输出端电气链接到至少一个脉沖发 生器电路上，其中每个电极装置包括
(a) 第一组电极，包括电气链接到脉沖发生器电路的第一终 端上的至少一根电极，
(b) 第二组电极，包括电气链接到脉冲发生器电路的第二终 端上的至少一根电极，
(iii) 把活性剂注射到组织中的装置。
适于产生包括一个方形脉沖系列的信号的装置可以包括计算机 信号源。
在所述装置中，每个脉冲发生器电路可以包括 (i)功率模块，包括具有集电极、基极及发射极的至少一个晶
体管，和
(ii)脉冲放大器电路，它包括适于输入用于脉沖的要求电压的 装置，并且从包括方形脉冲系列的信号，产生供给功率模块的每个晶
体管的基极的信号；产生的信号具有与增加功率模块的每个晶体管的 基极与发射极之间的电压差的要求电压相等的电压。同样在装置中， 直流电压源可以被链接到功率模块的每个晶体管的集电极上，并且功 率模块因此可以经发射极输送电流到输出端。电流的形式与信号的脉 冲系列相对应，并且电流的电压与用于脉冲的要求电压相对应。
每个脉冲发生器电路可以具有适于把在输出端处输送的每个脉 沖的电流强度实时地限制到预定阈值的电流强度控制模块。这通过引 发相应地改变在输出端处输送的电压的可变电阻而发生。
限制产生的电流强度允许过载情形的防止。
电流强度控制模块可以适于当在两根电极之间的强度达到预定 阈值时切断电流。
电流强度控制模块可以包括测量电阻器；和具有集电极、基极及 发射极的由测量电阻器两端的电压差控制的控制晶体管。晶体管由发 射极链接到测量电阻器的 一端上，由集电极链接到功率模块的每个晶 体管的基极上，及由也链接到测量电阻器的另 一端上的基极链接到功 率模块的每个晶体管的发射极上。此外，电流强度模块可用来减小通
过两个装置之一发射的电流强度
(i) 只要电流强度略微地超过阈值就在功率模块的每个晶体管 的基极与发射极之间产生电流；在功率模块的每个晶体管的基极与发 射极之间的电压減小具有引发功率模块的每个晶体管中的电阻的效 果，并因而减小输出端之间的电压；或
(ii) 一旦电流强度已经下降到阈值以下，在功率模块的每个晶 体管的基极与发射极之间就不再产生任何电流。
每个功率模块可以包括至少一个IGBT型晶体管或至少一个 MOSFET型晶体管。
每个脉冲放大器电路可以包括如下元件
(i)直流电压发生器，产生到功率模块的每个晶体管的基极的
电压，
Oi)用于要求信号的发生器电路，用来根据包括由所述装置产 生的方形脉冲系列的信号分压；电路包括如下元件
(a) 光-隔离器，它用作开关，并且根据包括方形脉冲系列的 信号的脉沖，用来短路功率模块的每个晶体管的基极和发射极，因而 在两个脉冲之间的时段期间致使发射电流在发生器的输出端处为零，
(b) 晶体管，它也用作开关，并且根据包括通过光-隔离器得 到的反相方形脉沖系列的信号的脉沖，用来把功率模块的每个晶体管 的基极的电压接地，
(c) 电阻器，在20千欧与560千欧之间，位于直流电压发生 器与开关晶体管之间，
(d) 电阻器，在10千欧与470千欧之间，位于功率模块的每 个晶体管的基极与开关晶体管之间。
每个脉冲发生器电路可以具有收集关于发射信号和电流的信息、 并且把信息传送到计算机装置的控制装置，该计算机装置在异常或最 大电流强度阈值超调的情况下，可自动地进行如下动作之一
(i) 使用电路在电流到达功率模块之前停止电流，
(ii) 停止信号的产生，
(iii) 把错误情形发信号给操作者， (W)采取任何预编程逻辑动作。
在发生器的输出端处的发射脉冲的特征可以如下
(i) 发射脉冲的电压对于每个脉沖相等和恒定，且小于500V，
(ii) 发射脉沖之间的间隔的持续时间在每个脉沖之间相等，并 且在1与150 ms之间，
(iii) 发射脉冲的持续时间对于每个脉冲相等，并且在1与100 ms之间，
(iv) 在每对电极之间产生的场在5与500 V/cm之间，
(v) 在场正在被输送的每个瞬时输送的电流强度小于5安培，(vi)对于每个系列的发射脉冲的总数小于25， (vi)同时发射的系列数小于16，及 (viii)发射系列的总数小于32。
电极装置可以包括两根侵入电极，其中每根电极链接到发生器 的输出端上；和注射活性剂的装置。注射活性剂的装置包括在中等深 度处位于两根侵入电极的中心处的注射针，从而电极和注射针平行， 使用不导电支架组装和接合在一起。电极具有相同深度。
在一种变形中，电极装置可以包括两组电极。第一组电极可以包 括中央侵入电极，并且用作用来注射活性剂的针。电极链接到脉冲发 生器电路的零终端上。第二组电极可以包括近似位于圆上的外部侵入 电极，其中中央电极位于圆心处，并且外部电极彼此等距。每根外部 电极链接到脉冲发生器电路的另一个终端上，并且两组电极是平行 的，在相同深度处，使用不导电的支架组装和接合在一起。
第二组电极可以包括四根、三根、或两根侵入电极。在第二组包 括两根侵入电极的情况下，两组电极都对准。
每个电极装置的侵入电极可以使用不导电的支架接合在一起。每 个电极装置也可以包括具有隔室的外壳装置，该隔室用来容纳接合的 电极、注射活性剂的装置及包含活性剂的储箱。这个外壳使得有可能 正确地处理电极和提供在每组电极与其输出端之间的电链接。
外壳可以具有用来把侵入电极依次驱动到组织中预定中等深度 的装置、和用来在止动位置处注射活性剂的装置。
穿入组织中的每个电极装置的侵入电极的上部可以由电绝缘体覆盖。
所述装置可以只包括一个脉冲发生器电路，把单个脉冲系列同时 发射到链接到单个电极装置上的两个终端。
本发明还涉及一种使用上述装置以改进活性剂分子进入人或动 物对象的组织的细胞中的体内穿透的方法。这种方法包括如下步骤
(1)把至少一组电极放置成与组织相接触，第一组电极的每根 电极电气地链接到脉沖发生器的终端上，并且第二组电极的每根电极
电气地链接到脉冲发生器的另 一个终端上，
(2 )把活性剂注射到组织中，
(3) 对于待输送的每个脉冲系列设置脉冲数、每个脉冲的持续 时间及脉沖之间的持续时间，
(4) 对于待输送的每个脉冲系列设置要求电压，
(5) 输送方形单极电脉冲，其中对于每个脉沖系列按如下方式 由发生器产生电脉冲
U)在PWM(脉宽调制)模式中在恒定低电压下产生信号， 信号与要求的脉沖形式，即间隔、持续时间及数量，相对应，
(b )所述信号用来划分由直流源输出的电流和以正确的形式、 间隔、持续时间及数量产生要求脉冲；产生的电流被升高到要求电压。
所述方法还可以包括步骤，其中对于待输送的每个脉沖系列，根 据电极之间的距离和电极的几何形状设置要求的电压、数量、持续时 间及脉冲间隔。
在输送方形单极电脉冲之前，可以执行如下步骤
(1) 把电极装置依次驱动到组织中中等深度处，其中电极装置 包括至少两根侵入电极，每根链接到脉冲发生器电路的终端上，并且 包含注射活性剂的装置，
(2) 使用电极装置把活性剂注射到组织中连续多个深度处，其 中在装置的中心处注射活性剂，
(3) 把所有侵入电极驱动到预定最终深度，其中侵入电极沿相 同轴线被引入到组织中相同深度。
此外，本发明涉及一种用来改进活性剂分子进入人或动物对象的 组织的细胞中的体内穿透的装置，其中所述装置包括
(i)单极电脉冲发生器，适于产生至少一个方形单极电脉冲系 列。脉冲在几何形状方面被定义成使得对于每个脉沖关于要求电压的 电压变化小于要求电压的5%，并且对于电压从零电压到达要求电压 的持续时间(每个脉沖的上升阶段)和对于电压从要求电压到达零电 压的持续时间(每个脉沖的下降阶段)小于脉沖的持续时间的5%,
(ii) 至少一个电极装置，电气地链接到发生器的输出端上，每
个电极装置包括两组电极；第一组电极包括电气链接到发生器的第一 终端上的至少一根电极，并且第二组电极包括电气链接到发生器的第 二终端上的至少一根电极，
(iii) 把活性剂注射到组织中的装置。
在本发明的具体实施例中，脉冲在几何形状方面可以被定义成使 得对于每个脉冲关于要求电压的电压变化小于要求电压的1%，每个 脉冲的上升阶段、下降阶段的持续时间小于脉冲持续时间的1%。
本发明也提供实施这样一种装置的方法，用来改进活性剂分子进 入人或动物对象的组织的细胞中的体内穿透，方法包括如下步骤
(1) 把电气链接到脉冲发生器的第一终端上的至少一根电极和 电气链接到脉冲发生器的第二终端上的至少一根电极放置成与組织 相接触，并且把活性剂注射到组织中，
(2) 通过发生器输送方形单极电脉冲，其中根据在电极之间的 距离计算所述脉沖的幅度；这是为了在电极之间创建电场，从而电脉 冲的至少一部分在几何形状方面被定义成使得对于每个脉冲关于要 求电压的电压变化小于要求电压的5%，或者每个脉冲的上升阶段、 下降阶段的持续时间小于脉冲持续时间的5%。
相应地，本发明的目的是，在本发明内不包容任何以前已知产品、 制造产品的过程、或使用产品的方法，从而本申请人保留权利，并由 此公开任何以前已知产品、过程、或方法的放弃权利。还要注意，本 发明不打算把不满足USPTO (35U.S.C.112,第一段)或EPO ( EPC 的条款83)的书面描述和实现要求的任何产品、过程、或制造产品或 使用产品的方法包含在本发明的范围内，从而本申请人保留权利，并 由此公开任何以前描述产品、制造产品的过程、或使用产品的方法的 放弃权利。
要注意，在本公开中并且特别是在权利要求书和/或段落中，诸
如"包括，，等之类的术语可具有在美国专利法中赋予它的意思；例如， 它们可意味着"包括"、"包含"等；并且诸如"基本包括，，之类的术语具
有在美国专利法中赋予它们的意思；例如，它们允许要素被不清晰地 讲述，但排除在现有技术中找到的或者影响本发明的基本或新颖特征 的要素。
这些和其它实施例被公开，或者由如下详细描述是显然的并且由 其包容。


通过实例给出的、但不打算把本发明唯一地限于描述的特定实施 例的如下详细描述可以结合附图最好地理解，在附图中
图1概括在要求电压下输送方形单极脉冲的脉冲发生器的主要模块。
图2.a描述单极脉冲的示范系列。
图2.b描述单极脉冲的示范系列，其中电流强度达到阈值并且由 电流强度控制模块控制。
图3.a在侧视图中示意性地表示使用具有两根电极的装置的电转 移方法。
图3.b在俯视图中示意性地表示使用具有两根电极的装置的电转 移方法。
图3.c在俯视图中示意性地表示电转移方法，其中活性剂位于电 极之间。
图4表明具有定位在活性剂的中心中的第一组电极和具有位于 活性剂侧面的符号相反的其它两根电极的示范装置的侧视图。
图5表明具有定位在活性剂的中心中的第一组电极和具有位于 活性剂侧面的符号相反的其它八根外部电极的示范装置的俯视图。
图6.a表明由具有以相反符号放置在两根外部电极之间的电极的 装置输送的场，其中外部电极彼此等距离地布置。
图6.b表明由具有以相反符号放置在四根外部电极之间的电极的 装置输送的场，其中外部电极彼此等距离地布置。
图6.c表明由具有以相反符号放置在三根外部电极之间的电极的装置输送的场，其中外部电极彼此等距离地布置。
图7示意性地表示其中两根电极定位在活性剂侧面的示范装置， 其中注射装置8位于装置的中心，并且具有比两根电极IO、 11小的 深度。
图8.a表明包括三根电极和定位在装置的中心中中等深度处的一 根注射针的示范装置。
图8.b表明包括三根电极和定位在装置的中心中中等深度处的两 根注射针的示范装置。
图9.a表明表征中心处的注射针电极的示范装置，其中一旦电极 被驱动到组织中就输送活性剂。
图9.b表明表征中心处的注射针电极的示范装置，其中一旦电极 被输送到中等深度处就输送活性剂。
图9.c表明表征中心处的注射针电极的示范装置，其中一旦电极 被驱动到远至保护装置就输送活性剂。
图10.1表明其中使用绝缘膜部分地电气绝缘三根侵入电极的示 范装置。
图10.2表明其中使用绝缘膜部分地电气绝缘中央电极的示范装置。
图10.3表明其中外部电极是非侵入的外部装置，其中使用塑料 膜部分地电气绝缘^f曼入电极。
图ll表明设计成无需外壳被使用的示范装置，其中电极被接合 在一起。
图12.a表明根据本发明形成装置的部件，即外壳，的实例。 图12.b表明根据本发明形成装置的部件，即电极装置，的实例。 图12.c表明根据本发明形成装置的部件，即止端(end-stop)系 统，的实例。
图13表明在其外壳隔室中放置的示范注射部件。
图14表明沿封闭外壳滑动的示范锁定环。
图15表明准备施加到对象上的示范锁定装置。
图16.a表明导管电极的实例。 图16.b表明导管电极的实例。 图16.c表明导管电极的实例。
图17表明包括非侵入电极和侵入电极的示范装置；为了到达组 织区域，侵入电极沿与在组织上放置的非侵入电极的平面近似相平行 的轴线穿过组织。
图18表明包括非侵入电极和侵入电极的示范装置；为了到达组 织区域，侵入电极沿与在组织上放置的非侵入电极的平面近似相垂直 的轴线穿过组织。
图19表明包括非侵入电极和侵入电极的示范装置；其中侵入电 极通过孔口穿过非侵入电极，并且针的轴线的位置和角度由导向装置 导向。
图20.a表明具有在其中心具有孔口的盘形的示范非侵入电极。
图20.b表明具有马蹄形的示范非侵入电极。
图20.c表明包括几个扁平非整体电极的示范非侵入电极。
图21.a表明在组织表面下方、在使电极处于导线或长钉形式的
非侵入电极之间、在是平的表面上传播的场线。
图21.b表明在組织表面下方、在使电极处于导线或长钉形式的
非侵入电极之间、在是圆形的表面上传播的场线。
图21.c表明包括由粘合带平行地就地保持的两根导线电极的示
范装置。
图22表明对于包括两对电极的装置输送的场，其中脉冲(或脉 冲系列)被交替地输送到每一对。
图23描述在要求电压下输送方形单极脉沖的本发明的优选实施 例中的示范发生器。
图24描述在本发明的优选实施例中在要求电压下产生准确方形 形式的波的方法、和电流强度限制电路。
图25a表明对于具有三根对准电极的装置和在发生器上的三个 终端的发生器/电极连接，每根电极连接到其自己的终端上。
图25.b概括使用两个电路把两个同时发生的脉沖系列发射到具 有三根对准电极的装置的发生器的主要模块，其中中央电极接地、对 于每个电路共用。
图26.a是包括高频正弦脉冲的脉冲的示意说明。
图26.b是在脉冲的结束处具有波峰和渐变斜率的脉冲的示意说明。
图26.c是具有显著电压变化的脉冲的示意说明。
图26.d是根据本发明的脉冲的实例的示意说明，其中场的几何
特征由参数tl、 t2、 T及V1-V2定义。
图27.a表示通过在骨骼肌中的DNA电转移的本发明的发生器的
使用结果。
图27.b表示通过在骨骼肌中的DNA电转移的本发明的发生器的 使用结果。
图27.c表示通过在骨骼肌中的DNA电转移的本发明的发生器的 使用结果。
图28表示由本发明的发生器产生的脉沖的形式。
具体实施例方式
本发明可用来把活性剂溶液注射到有生命的或无生命的动物或 人的所有组织中，特别是注射到肌肉、肿瘤、关节、真皮及表皮中， 及注射到除心脏之外的所有器官中，并且特别是膀胱、胃脏、肾脏、 肺脏及头部的所有器官，特别是包括脑、耳、目艮、喉，并且输送场以 便渗透组织和促进活性剂进入细胞的转移。
根据本发明的装置包括方形单极电脉沖发生器、链接到发生器 21上的电极23及把活性剂引入到组织中的装置。发生器21可以适于 产生可理解为具有在图26d上表明的全部方形或矩形形式的改进类型 的场或脉冲的改进方形场或方形脉沖。关于对于场或脉冲的要求电压 V在vl与v2之间的电压变化被减小，并且平均起来和/或在绝对数值 上不超过脉冲的较低百分比。在持续时间T内，即在电压在脉沖的开
始处结束上升阶段的瞬时、与在电压在脉冲结束处开始下降阶段的瞬 时之间，考虑脉冲的变化。电压的上升阶段的持续时间tl，即基本从
零电压到要求电压V,和电压的下降阶段的持续时间t2，即基本从要 求电压V到零电压，被減小并且不超过脉沖的持续时间T的预定百分 比。这里tl是在电压从零电压开始上升阶段的瞬时与电压达到要求电 压并且结束上升阶段的瞬时之间的持续时间。T2是在电压从接近要 求电压V开始下降阶段的瞬时与电压达到零电压并且结束下降阶段 的瞬时之间的持续时间。
上述类型的方形场或方形脉沖也结合只有场或脉冲的一部分是 方形的场或Ji^冲系列。
在具体实施例中，上述百分比可具有小于5%的值。因此，脉沖 在几何形状方面可被定义成使得关于对于脉沖的要求电压V的电压 变化，vl和v2，小于要求电压V的5。/。，并且持续时间tl和t2小于 脉沖的持续时间T的5%。
此外，上述百分比可具有小于1%的值，从而脉冲在几何形状方 面可被定义，使电压变化vl和v2小于要求电压V的1%，并且持续 时间tl和t2小于脉沖的持续时间的1%。
这种类型的方形场或方形脉冲可以通过产生由直流电压源产生 的恒定电流得到。例如，发生器可以以基本方式产生场和恒定电流， 其中所述场在受控规则间隔处被突然中断，因而产生至少一个方形单 极电脉冲系列。这个系列包括至少一个方形单极电脉冲。
具体地说，发生器21可以适于在PWM (脉宽调制)模式中和 以要求脉冲形式产生恒定低电压信号。这种信号然后可用来把直流电 压源的恒定电压电流分割成要求电压130和要求形式。
这样一种发生器21可以便利地用来产生上述改进类型的方形脉 冲或方形脉冲系列。
如在图l和2.a中表明的那样，在足够高电压下的直流源530可 以把直流631发射到模块，下文叫做功率模块540。这个模块包括每 个均具有集电极542、基极543及发射极544的一个或几个晶体管。
电流631可以发射到可并联布置的每个晶体管541的集电极542。同 时，在PWM模式中可以产生包括至少一个方形脉冲系列的低电压电 信号611。它可由计算机装置510产生。
术语"计算机装置"包括处理器、微处理器、控制器、微控制器、 它们的组合及所有关联存储器和电子元件。对于它们的操作有用或必 要的任何装置也被包括。包括方形脉冲系列611的信号也可由电子电 路产生，但这种装置与计算机装置解决方案相比具有多个缺点。
脉冲可以传送到要求的信号发生器电路520，与直流电压发生器 560组合的该要求的信号发生器电路520，把在比要求的最终电压130 高的电压U130a下的脉冲传送到功率模块540的每个晶体管541的基 极543。结果，期望脉冲641可在要求电压130处由每个晶体管541 的发射极产生。根据使用的晶体管计算电压U130a，以便在它们的发 射极544处得到要求电压130。
电流调节器550然后可以用来防止电流超过预定电流强度阈值 135。脉冲641然后可传输到在组织中植入的电极装置23，在该处在 之前已经注射活性剂以便输送电极之间的场。
这样一种发生器的主要功能是以预定脉沖数量133但至少一个 脉沖、预定脉沖持续时间132及脉冲之间的预定间隔131，发射方形 单极脉冲系列。在本发明的实施例中，每个脉冲的电压可以是相同的。 电压可由电位计或对于本领域技术人员已知的任何其它装置定义。
如在图1中表明的那样，发生器可以包括适于得到要求的电流强 度的直流电压源530。电压可取比最大电压U130a大的任何值，该最 大电压U130a是对于要输送到电极装置23的脉冲130的要求电压的 函数。例如，直流电压源530的电压可取265 V的值以向269 V的脉 冲U130a提供最大电压，使得有可能得到250V的要求电压130。可 使用对于在产生直流的领域中的技术人员已知的所有技术。
以更详细的方式，发生器可以包括信号源，该信号源以恒定低电 压发射包括在PWM模式中产生的方形脉沖系列611的电信号。这种 电信号包括具有脉冲持续时间132和在两个连续脉冲之间的间隔131
的多个脉冲133。信号611的特征在触发脉冲的产生之前被预定义。 可使用对于在产生这种信号的领域中的技术人员已知的所有技术。信 号611可由计算机装置产生，并且输送的电压由这样的计算机装置的 性能定义。因而，根据当前技术，电压可以在2.7V与5V之间变化。 5V信号(TTL脉冲)的产生可能更适于把计算机装置与其它装置连 接。
使用脉冲放大器电路520、 560，可以把信号611放大到要求电 压U130a，该脉沖放大器电路520、 560可以包括直流电压发生器 电路560，适于根据由例如使用电位计的操作人员定义的电压130在 幅度U130a下产生电压；和要求的信号发生器电路520,适于把由电 路560发射的电压划分成与脉冲信号611相对应的脉冲。
由脉沖放大器电路520、 560输出的合成信号621可以被发射到 功率模块540的每个晶体管541的基极543。
功率模块540可以包括至少一个晶体管541，并且用作由信号621 控制的开关。它可用来把由直流电压源530 (在电压UO0a下)产生 的电流631划分成要求的脉冲(在电压130下)。因而可得到期望的 最终脉冲系列641，即具有在要求电压130下和在由直流源530支持 的电流强度下的放大信号621的形式。
在本发明的实施例中，由功率模块540使用的晶体管541是IGBT 型的。与常规晶体管相比有与IGBT晶体管相关联的多个优点。例如， 基极543可用非常小的电流控制，并且在输出处引起较小电压损失， 由此变得更精确。而且，断开的基极被完全绝缘。最后，IGBT晶体 管的特征在于导电模式中的低电阻，并因此可承受高电流强度一定持 续时间而不会熔断。
晶体管的这些特性是重要的，因为除支持高达5A每脉沖的电流 强度外，器具需要在小于IOO赫兹下以可高达几百伏特的幅度产生低 频脉冲。
在本发明的另一个实施例中，功率模块540的晶体管541可以是 MOSFET型的，但它们不太适当。
在正在输送脉冲的同时，可以提供过大电流强度现象，甚至短路， 的控制。
在实际中，当使用彼此靠近的侵入电极时，由最初脉冲的发射引 起的对象的肌肉收缩可使针变形，并且显著減小了它们的距离。这也 可引起对于对象是极疼痛的，甚至是有毒的，过高电流强度。针的变 形也可引起短路，并且毁坏发生器的某些元件，如晶体管，因为对于 可损坏的发生器的电子电路来说常规熔断器的反应时间太长。
为了疼痛和毒性原因，涉及高电流强度现象和短路的反应时间应 该降到毫秒。然而，常规电流切断系统具有大于几毫秒的反应时间。 那么可能有用的是，具有用来以基本瞬时方式控制电流强度作用和用 来限制电流强度直到电流切断发生的模块。
因而发生器可以包括用来控制发射的电流强度134的模块550, 使得有可能实时地把后者限制到预定阈值135，如在图2.b中表明的 那样。 一旦达到阈值135，这个模块适于与组织的电阻减小成比例地 减小输出电压130。这具有把电极之间的电脉沖的场值保持近似恒定 的另一个优点，从而保持要求的治疗条件。
发生器也可以包括用于通过把发射的电流强度的值实时地传送
到比较分析装置来控制发射电流的装置570。比较分析装置包括用来
把接收到的信息与一定预定值迅速相比较的电路572。在异常的情况
下，如零电流强度或大于一定阈值的电流强度，或者如果晶体管541
被损坏，则分析装置把信息传送到诸如微控制器之类的低信号611发
生器，或者传送到任何其它计算机控制装置。用来收集关于异常的信 息的任何其它装置可被实施以把信息发送到计算机控制装置。包括分
析装置的这样一种控制装置可以具有小于100毫秒、并且甚至小于50 毫秒的反应时间。
上述控制模块550和控制装置570的连接允许借助于在小于100 毫秒内可发生的电流切断实时和基本瞬时地限制电流强度。这可以保 证对象克服由于短路现象或强度的迅速增大造成的疼痛和毒性危险。
在优选实施例中，发生器的信号产生装置和计算机装置将组合在
单个元件-微控制器510中；然而，发生器的信号发生器装置和计算机 装置可包括独立和互连的元件。
可具有短响应时间如大约毫秒的十分之一的微控制器510将作 出适当决定。具体地说，它如果以这种方式编程，则可停止电流通过。 为了这样做，它可停止低信号611的产生，和/或断开控制电流631 从直流源530到功率模块540的通过的继电器538以便切断电流源530 (具体地说，如果功率模块540的功率晶体管541被损坏并且在发射 极与集电极之间产生短路)。
要求的最终脉沖641可由电线传送到电极。对于每对电极，其中 所述对包括第一组电极和第二组电极，对于每个序列在实际中发生器 可以根据如下特性产生一个或多个预定的电脉沖序列
(i) 发射脉冲的电压130对于每个脉冲相等和恒定，且小于500
V,
(ii) 在发射脉冲之间的间隔131的持续时间在每个脉沖之间相 等，并且在1与150 ms之间，
(iii) 发射脉冲132的持续时间对于每个脉冲相等，并且在1与 100 ms之间，
(iv )在每对电极100、 101之间产生的场在5与500 V/cm之间，
(v) 在场正在被输送的每个瞬时所输送的电流强度134小于5
安培，
(vi) 在每个系列中发射脉沖132的总数小于25，以及
(vii) 发射系列的总数小于32。
而且，在两个脉冲序列之间的持续时间可以小于600秒，并且序 列的数量可以小于25。输送的电流强度可以小于5安培。
本发明的电极装置23可以包括两组电极和注射活性剂36的装 置。第一组电极11包括至少一根电极，其中电极链接到电脉冲发生 器21的终端上。第二组电极IO包括至少一根电极，其中电极链接到 电脉冲发生器21的另一个终端上。因此第二组电极具有与第一組电 极不同的电压。
脉冲可同时或依次发射到每一对电极。
注射活性剂的装置可包括一根或多根针。引入活性剂的装置也可 以通过临时电路或通过对于本领域的技术人员已知的任何其它装置， 在使用例如压力枪的压力下发生。
在本申请中，表达"电极"是指任何类型的电极，特别是实心的或 空心的、侵入的或非侵入的。术语"侵入电极"是指设计成穿入组织内 的电极，特别是具有实心或空心针形式的任何电极(特别是医学注射 针)。术语"非侵入电极"是指设计成保持在组织的表面上的电极。
两组电极11、 10的每一根包括一根或多根侵入电极和/或一根或
多根非侵入电极。
侵入和非侵入电极可由优选地不可氧化的金属材料和医学质量制成。
具有两根侵入电极10、 11的示范装置在图3.a和3.b中描述。图 3.c表示穿过位于两根电极10、 U之间的活性剂区域36的场120。
如果第二组的电极是非侵入的，那么第二组电极可定位在活性剂 被注射的位置上的组织的表面上。如果所述装置具有多于一根侵入电 极，那么侵入电极都可具有相同深度。
其中第一组电极11在活性剂内优选地在其中心处可被引入、并 且可由第二组电极10包围的侵入电极装置表明在图4中，其中在侧 面图中看到具有两根外部电极的装置。
图5表明从上方看到的具有八根外部电极的装置。
下文在描述中，除非另有规定，第一组电极11的电极包括单根 侵入电极，叫做中央电极。第二組非侵入电极10、 100、 101将常常 叫做"外部电极"。
为了改进活性剂进入细胞的转移的有效性，第二组电极100至 107可均匀地分布，形成使中央电极11是中心的圆。图6.a和6.b表 明借助于装置的电转移的表面区域，在该装置中，第二组电极分别包 括两根电极IOO、 101和四根电极100至103。
电极之间的距离30与具有两根电极(图7)的装置相比可减半，
并因此通过减小电极之间的电压和距离可以供给更好的构造以得到
相同值的场。根据在图7中表明的装置，注射装置8可位于装置的中 心处，并且具有比两根电极小的深度，从而活性剂可正确地位于两才艮 电极之间。
为了把第一组电极准确地定位在活性剂的中心处，活性剂的注射 针8和电极11、 100、 101可使用一个或多个不导电的夹持部件41彼 此相对地固定，该夹持部件41可用来把它保持在定义的几何形状中。 这在图8.a中举例说明。
为了使活性剂正确地位于如在具有三根侵入电极的装置上的图 7、 8.a及8.b中举例说明的电极之间，注射针8应该具有小于中央电 极11和/或外部电极100、 101的深度。
中央电极也可用作注射针(图9.a)。然而，这种装置的缺点是 活性剂中的一些扩散在中央针电极的下方，并且不再通过场(图9.a)。
由本发明提出的、在图9.b和9.c中举例说明的方法是把活性剂 36注射在组织50中的一个或多个中等深度处。电极装置23可以在每 个步骤处被更深地驱动到组织中，以便注射活性剂。在最后的步骤中， 电极可以被驱动远至保护装置，而不输送任何活性剂。
然而，场12也扩散到不包含活性剂的组织中。这可引起毒性和 对象中无用和多余的收缩或疼痛。电绝缘体15可被施加到针100、101、 11的上部上，如在图10.1中对于具有三根侵入电极的装置举例说明 的那样，从而限制通过组织的电流的量。如果只有附加到发生器的单 个终端上的针被绝缘，则寄生电流12将只被部分地减小，如在图10.2 中表明的那样。因而可能有益的是，对于包括一根或多根非侵入电极 的装置绝缘侵入电极的上部(在图10.3中举例说明)。
针和侵入或非侵入电极可接合在一起，并且由刚性或稍微柔性的 不导电的支架41夹持。侵入元件然后可以是平行的。在图11中表示 用于具有侵入针IOO、 IOI的装置的实例，侵入电极穿过电绝缘块41， 同时由电线7直接链接到发生器21上。
在感兴趣的一次性和经济电极装置中，该装置也可包括使电极链
接到发生器上的外壳6。这个外壳将使电极装置能够被处理，所以它 然后可被容易地操纵，并且操纵器将与电流绝缘。外壳也可结合用于 活性剂的注射装置和储箱1。
此外，外壳6可使得有可能例如使用止动件(stop ) 22把电极装 置驱动到预定深度。 一次性电极装置23的、具有其止动系统20、 22 的外壳6的实例表示在图12.a、 12.b及12.c中。组装这种示范外壳6 和电极部件23及其止动件的方法表示在图13至15中，并且在稍后 本申请中描述。
止动系统也可包括阻挡物，该阻挡物具有预定厚度，例如5 mm， 包括套筒及被定位在組织与电极装置之间，以便当注射活性剂时把电 极装置保持在离组织的预定距离处。 一旦注射活性剂它就可抽回，以 便把电极装置驱动远至保护装置。阻挡物可以是马蹄形的。
为了便于电转移治疗，外壳6可包含通过指压发射产生触发脉冲 的信号(电的、电磁的或波)的装置。
侵入电极可适于敏感区域的治疗，以便不会由于由场的输送引起 的肌肉收缩而用针损伤治疗区域。
在图16.a和16.b中表明的"导管，，电极可以是侵入电极，包括覆 盖有导管70的侵入针71。导管是由薄的、柔性的及沿其轴线耐受压 缩力的材料，如硅酮，制成的管子。它可被设计成使用放置在导管内 并且在其端部处弄尖的针71引入到组织中。导管的表面是导电的， 同时允许它保持一定的柔性。例如，除在可以是不导电的上部15之 上夕卜，该表面可以是金属膜或编织层72。 一旦导管电极插入到组织中， 针就部分缩回，或者甚至完全从装置缩回。用作电极的导管70然后 不可能损坏组织。导管电极也可由绝缘但具有孔口 78的导管形成， 如在图16.c中举例说明的那样。这里，导电针在输送场的瞬时仅部分 地抽回。
在本发明的实施例中，第二组电极的电极的全部或一些可以是非 侵入的，接合或不接合到第一组上，及定位在覆盖(或靠近)包含活 性剂的区域的表面上。在场输送的瞬时与组织相接触的每根非侵入电极的表面可具有 任何尺寸。它可非常小，如在其端部处稍微扁平的尖端。它可较大， 从而它可例如更显著地覆盖包含活性剂的组织的区域，或者覆盖大得 多的区域。它可具有任何形状-矩形、三角形、半圓形、圆弧形、盘形、
椭圆形等等。每根电极可具有套筒和孔口 43，如在图20.a (圆形)和
20. b(马蹄形)中举例说明的那样，这使侵入电极能够穿过它。图20.c 表明包括几根非整体扁平电极的非侵入电极的实例。
侵入电极也可穿过组织50以便到达包含活性剂的区域，如在图 17和图18中表明的那样。导向件49可以被设置成使得有可能准确地 定位到其中侵入电极需要透过组织的地方、和/或侵入电极的轴线69 透过的角度(在图19中举例说明)。
两组电极也可由非侵入电极形成，接合在一起或分离地保持。电 极可彼此面对，或者施加到组织51的一侧或同一侧上。输送的场120 然后可以在电极之间通过中间组织层(皮肤、脂肪等等)传播，并且 穿过包含活性剂的组织，如在图21.a和21.b中举例说明的那样。图
21. c表示非侵入线电极的实例。
根据本发明的电极装置可以包括位于相同区域中的几组至少两 根侵入电极，脉冲由发生器交替地输送到每一组。由图22表明用于 具有两个组123、 124的装置的实例，每个组均包括一对两根电极。
把脉冲交替地发射到每组电极可能是有利的。例如，这使得有可 能增大遍及组织区域的整个脉冲频率(改进无害性)而不增大每对上 的频率(可能产生有效性的下降)。
此外，如果每组仅包括两根电极，那么如果后者变形，特别是因 为肌肉收缩，则可保持发射到每个分离的电极组的每个脉冲的场。它 们在最大阈值和/或最小阈值处可被保持到一定程度。电极之间的电阻 与电极之间的平均距离成比例，并且电极之间以伏特/cm测得的平均 场与电极之间的平均距离成反比。根据欧姆定律U-RI，在移动电极 的同时保持发射的电流强度134应该导致近似地把场保持在定义的电 流强度阈值的极限内。 然而，它是一种近似，因为如果电极被移动，则穿过的组织的性 质(和因此导电率)可能变化。此外，电流的通过可轻微地改变组织 相对于时间的导电性能。
然而，如果组包含通过电流强度控制模块550链接到同一功率模 块520上的多于两根电极，那么保持在对其电极之间距离变化的一对 电极上的电流强度将导致对于在其它电极对上的场的显著变化。
电流强度控制模块550可以包括然后变化的串联电阻，以便自动 地和实时地把强度保持在最大阈值以下和/或最小阈值以上。这具有一 旦达到电流强度阈值就成比例地改变输出电压130的效果，以便保持 输送的场近似恒定。在限制到较低阈值的情况下，最大电压因为明显 的容差原因可优选地不超过一定电压阈值。因而，如果达到这个电压 阈值，则电阻不应该再变化以便保持电压恒定。可选择的也可能是通 过切断直流源530和发出这种情形的信号而停止脉冲的发射。
发生器可使得有可能产生几个连续的脉沖系列(在两个系列之间 有预定义的持续时间)或同时的脉沖系列。
第一组电极11可连接到单根电极上，该单根电极叫做中央电极， 链接到接地的发生器的终端上，其中其它电极或电极组10链接到它 们的相应终端上。每一个终端链接到其功率模块540上，以便发射其 脉沖系列。因而，以前、特别是在图5至6.c、 8.a至10.2、 24.a及24.b 中描述的装置可输送同时脉冲系列，其中中央电极11链接到共用终 端590a上，并且外部电极个别地或成组地链接到它们的相应功率电 极590b、 590c等等上。
在实际中，同时发射的系列的数量可以小于16。
脉冲的编程，即电压130、数量133、持续时间132及间隔131， 可考虑到如下要素的全部或一些
(i) 电极之间的距离，以便定义正确的场值(V/cm)，
(ii) 组织的性质和要求的场在肌肉与肿瘤之间不同的事实， (m)电极的几何形状(侵入、非侵入电极，电极的形式和数量
等等)
(iv) 对象对于电转移的容限；这对于马特别有效，因为如果输 送的场太大则引发的反射运动能够引起后遗症，
(v) 包含组织的区经受脉冲的容限，特别是取决于組织的神经 支配程度，
(vi) 对于被治疗的组织的处理的潜在毒性，因为发射的强度能 够毁坏多个细胞，特别是通过烧坏它们或刺穿它们，
(vii) 方法的有效性，就是说，特别是根据注射的量待插入到组 织中的活性产品的量。
发生器可以包括多个功能模块。它在图23和24中举例说明。 它可以包括发射在PWM模式中产生的电信号611的信号源 510，该电信号611包括具有例如5V的电压的至少一个TTL方形脉 冲系列。电信号611包括脉冲数量133，至少一个脉冲，及每个脉冲 的持续时间132和脉冲之间的持续时间131。信号可以由微控制器 510a产生，该微控制器510a可以包括在例如8 MHz下操作的RISC 技术处理器。用户接口可以包括键盘511，使得有可能特别是确定信 号的特性，如脉冲数量133、脉冲持续时间132及脉冲之间的间隔131。 另外，接口可以用按钮、开关或任何其它用户接口装置进行表征，并 且可以借助于一个或多个显示装置，如屏幕512、指示灯514或声音 指示器513,恢复信息。
而且，已编程的脉冲序列可被存储在可并入在微控制器中的计算 机存储器中，以便以后重新使用。
在发射脉冲的同时，发生器可发出蜂鸣声以便通知操作人员。 电信号产生通过按压链接到微控制器510a上的按钮515、或通 过任何其它装置(远程控制、波、计算机等等)被触发。
由微控制器510a发射的电信号611可以通过包括两个光-隔离器 521和522的控制电路518可反相地传输到要求的信号发生器电路 520。这个电路520可以使用直流电压发生器电路560，以考虑到这种 反相把信号611放大到电压U130a。电压U130a才艮据功率模块540的 每个功率晶体管541的基极543与发射极544之间的电压差U130b被
计算，从而在每个功率晶体管541的发射极544处得到正确的要求电 压130 (根据规则U130a=U130b+130 )。
要求电压130可由操作人员例如使用手动、机动或可编程电位计 561规定。电压发生器电路560可以包括一系列稳压器，该稳压器包 括齐纳二极管564、电位计561及晶体管562。
由脉冲放大器电路520、 560得到的输出信号621可以被传输到 功率模块540的每个晶体管541的基极543,并且控制功率模块540 的断开和闭合，以便以本申请中以后描述的方式分割电流631。
功率模块的每个晶体管的集电极542可以供给有直流电压源530 的恒定电压电流631。这个电压可从干线经功率出口 501产生。电源 块500可包括熔断器503，例如6.3 A緩动式熔断器；和开关502。电 压可以使用变压器533首先变压到190 V,然后使用整流器534整流 到265 V，最后4吏用至少一个电容器537被滤波。
功率模块540可以包括并联的至少两个IGBT晶体管541。在实 际中，鉴于要求的高脉冲参数可能需要两个晶体管。它们可用作由放 大器电路520、 560输出的放大信号621控制的开关以允许或停止直 流631，从而所述直流631被划分成表现为放大信号621的精确形式。 在每个晶体管541的输出处，在期望电压130下可得到期望脉冲641， 使安培值取决于链接到输出端590上的电极之间的组织的电阻。
为了避免由电极发射太大电流强度的危险，熔断器591，例如3.15 A，可位于功率模块540的输出处。
然而，这种保护可能是不足的并且对于多种情形不起作用，因为 它太慢。因而，发生器可以具有实时电流强度控制模块550，该实时 电流强度控制模块550可以包括低电阻率，例如20欧姆左右，的电 阻552;和具有集电极551a、基极551b及发射极551c的晶体管551。 这个模块550可用来把电流强度限制到预定电流强度。它在过栽和过 高电压的情况下是必要的。
在另一种构造中，这个模块550，代之以限制发射电流强度，可 致动例如处于晶体管形式的开关，并且使用继电器以在发射的电流
"1达到终端590之前切断它，或者在电流631到达每个功率晶体管 541的集电极542之前在直流电压源530处切断它。
图24描述强度控制模块550的操作因素。它基于可变电阻的因 素，只要电流强度没有达到预定的极限阈值该可变电阻的值就是零。 一旦达到这个阈值，那么当来自功率模块540的电流强度试图超过这 个阈值时可变电阻增大，从而把电流强度固定在这个阈值处。这个电 阻事实上可由功率晶体管541本身形成。
因而，当脉沖641的电流强度达到认为是最大允许电流强度135 的预定阈值，然后略微地超过它(千分之几安培的量级的差别)时， 这被反映在电阻器552的每一个端部之间的低电压增大中，并因此反 映在电流强度控制晶体管551的基极551b与发射极551c之间的电压 的增大中。如果在电阻器552处的这种电压增大然后超过一定幅值， 如对于某些晶体管为0.5 V左右，则这具有断开电流强度控制晶体管 551的效果，并因此允许电流强度在其发射极551c与其集电极551a 之间通过。因此，在每个功率晶体管541的基极543与发射极544之 间的电压被减小，这与晶体管541在其集电极542与其发射极544之 间的电阻增大相对应。这引起电流强度134的下降，并因此引起期望 结果。
因而可计算电阻器552的电阻率，从而在当电流强度134略微地 超过阈值135的瞬时，在电阻器的终端处的电压差与电流强度控制晶 体管551的断开阈值(例如大约0.5 V)相对应。
相反，在得到的电流强度134 (并因此在电阻器552处的电压) 的降低是足够的瞬时，在阈值135处，电流强度控制晶体管551将闭 合。这堵塞在发射极551c与集电极551a之间的电流，并且抵消功率 晶体管541的电阻。发射电流134然后可再次增大千分几安培。 这种连续的微中断使得有可能限制发射电流强度。 这样一种强度控制模块允许小于 一微秒的基本瞬时反应性。 在实际中，由每个功率晶体管541的发射极发射的电压、和因此 原始电压U130a，可以考虑归因于电阻器552的轻微电压损失，以在
终端590处得到电压130。
另外，使用刚好在电流输出端5卯之前设置的电阻器593的测量 装置把发射电流强度的值供给到比较装置S70。这种装置可用来实时 地把接收的信息与 一定预定值相比较，并且如果观察到异常则把信息 传送到微控制器。因而，它传送例如如下事件
(i) 零电流强度，
(ii) 达到高预定义值的电流强度，
(iii) 达到低预定义值的电流强度，
(iv )关于功率晶体管541或另 一个晶体管或元件的操作异常。 可以使用三个光隔离器516通过控制模块571把消息传送到微控 制器的接口电路517。
可具有大约十分之一毫秒的响应时间的微控制器将做出它被编 程的适当决定。例如，零电流强度可以显示警报消息。达到预定义值 的电流强度可以停止低信号611的产生，以便依据操作人员的选择停 止脉冲的发射或继续脉沖系列。此外，关于功率晶体管541的操作异 常可以通过电路519闭合继电器538以切断电流源530，特别是如果 晶体管541烧坏。
这些动作可伴随有屏幕上的消息、光及/或声信号。 其中IGBT晶体管产生脉冲的方式在图24中举例说明。这种方 法和这种装置可用来得到方形脉冲。首先，装置在要求电压下产生直 流。为了这样做，可使用在265 V下的直流电压源530的恒定电压电 流631，支持高达2.5 A的电流强度并且供给每个晶体管541的集电 极542。这个电压也可由直流电压产生电路560使用。这个电路可以 包括一串联电压调整器，该串联电压调整器包括齐納二极管564、电 位计561及晶体管562，特别是MOSFET。这个电路通过电阻器524 和525输送由操作人员使用电位计561定义的9与259 V之间的电压 U130b (信号661)。这个电压然后链接到IGBT晶体管541的每一 个的基极543上。
在示范实施例中，在晶体管541中的每一个的发射极544与基极
543之间的电压差可固定在近似9 V处，并且取决于功率晶体管541 的特性。这里我们具有第二串联电压调整器，产生在这种情况下借助 于晶体管541产生的电压130。
装置也作为通过由微控制器510a发射的低信号611驱动的脉冲 发生器操作，以便把发射电流631分割成要求脉冲。为了这样做，已 经产生如下要求的信号发生器电路520。
微控制器产生由光隔离器521和522传送和反相的脉冲系列
611。
当曾经传送和反相的零信号变高时，光隔离器521在功率晶体管 541的基极543与其发射极544之间产生短路，这具有闭合晶体管和 堵塞电流的效果。输出电压130因此几乎是零，因为残余电压保持。 同时，其它光隔离器522断开优选地是MOSFET的、起开关作用的 晶体管523。晶体管然后把晶体管541的基极543接地526，这闭合 晶体管541并且在两个中断之间把残余电压从晶体管541排出。这种 机构也防止在由第一光隔离器521产生短路时某些元件损坏的危险 (因为开关晶体管523和功率晶体管541在高电压下可被损坏)。
相反，当曾经传送和反相的高信号实际变成零时，第一光隔离器 522闭合晶体管523，并且把每个功率晶体管541的基极543与地526 绝缘。第二光隔离器521切断在功率晶体管541的基极与发射极之间 的链接，并且重新建立电压U130b。
在这个瞬时，信号631的电压施加到功率晶体管541的基极上， 并因此在要求电压130下产生脉沖。
在两个脉冲之间的持续时间131中，开关晶体管523链接到地 526上，并且可以实现电阻器，因为这是可损坏晶体管541和523的 短路情形并且负载应该被吸收。因而，可提供直流电压发生器560与 地526之间的电阻器524和功率晶体管541的基极542与地526之间 的电阻器525。
电阻器中的每一个的值可能是关键的。因而，它不应该太低，因 为它那么在两个脉沖之间的阶段131期间不能有效地吸收电流；也不
应该太高，这会减小在脉沖产生阶段132期间每个功率晶体管541的 有效性。这个值主要取决于使用的晶体管的特性，并且对于电阻器524 可在20千欧与560千欧之间变化和对于电阻器525可在10千欧与470 千欧之间变化。
微控制器510a和要求信号发生器电路520由整流器813、 826
和然后由滤波器814、 821、 822、 823供电。
要求电压发生器模块560可从直流电压源530供电。
二极管549也可用来保护功率模块的晶体管541。
而且，可以链接到诸如示波器、计算机或其它之类的表示和分析
器具上的输出592可用来恢复指示在输出端590处产生的电流强度和
电压的信号。
发生器输送通过电极装置的电极传送到对象的脉冲系列，在具体 实施例中由图12.a、 12.b及12.c举例说明。它包括固定外壳6和由支 架组装的一组三根侵入电极，也在图10.1中举例说明。
外壳可以包括两个半圆筒3，并且整体可使用环22锁定。注射 部件23可包括对准、平行及具有相同深度的三根电极，中央电极ll 等距地位于两根外部电极100、 101之间，并且用来注射活性剂。孔 口被提供以接收将包含将由中央电极ll注射的活性剂的注射器1。
针可使用一个或两个不导电的夹持盘41組装。由合成材料15 制成的电绝缘膜也可施加到在夹持盘41下方的电极的上部上。
外壳6可以用作用于注射部件23的隔室。它也可以提供与注射 部件23的电终端和链接到发生器21上的电线7的电连接。注射部件 的两个外部电极IOO、 101可链接到发生器5卯b的相同终端上，并且 中央电极11可链接到其它终端590a上。
外壳6可以包括一旦组装就使得有可能容易地处理电极装置23 的部件。接触可由通过弹簧或弹性部件、或甚至通过柔性金属刀片压 靠电极的金属体38制成。外壳6也可以用作用于注射器1的隔室， 该注射器1包含待注射在注射部件23的两根外部电极之间的活性剂 36。止动系统20使得有可能把针电极驱动到预定深度。图13表示具
有注射部件的装置的横截面，包括定位在其隔室中的注射器和组装的 注射部件。
定义描述(或每个系列的)脉冲的程序，或者选择预记录的程序，
该程序具体地定义数量，从一个到几个；和每个脉冲的持续时间； 脉沖之间的间隔；序列的同步；及要施加在电极之间的电压。
注射器和其活性产品与电极部件23组装在一起，并且它们被放 置在外壳的对应隔室中。然后，两个半圆筒被组装，壳体6通过在锁 定圆筒22上的滑动被锁定(图14)及止动件20被插入(图15)。 电终端7被连接到电脉冲发生器21上，并且保护帽从针24除去。装 置被准备好(图15)，并且它可然后根据为插入设有注射器的针通常 实施的医学实践和运动，插入到对象的组织中。止动装置把装置阻挡 在预定义的中等深度处。活性剂被注射，止动件被除去，及外壳被驱 动远至保护装置。
现在有可能触发(或每个)编程的脉冲系列。
然后，装置可从对象除去，外壳可被解锁，并且可处置一次性产 品(注射器l、注射部件23)。
脉冲也依次地发射到每一对。提出了几个装置。
例如，有可能使用与发生器同步的交流发电机模块，在由发生器 发射脉冲的瞬时通过交替地把每根外部针放置成与发生器的终端 590b相接触。
在表明在图25.a和25.b的实施例中，发生器可以把每个脉冲交 替地输送到每对电极-对101、 11和100、 11，其中每对链接到其终端 上。因而电极100链接到终端590b上，电极101链接到终端S90c上， 及电极11链接到终端590a上。
处于零电压并且接地的终端590a对于电极对共用。此外，在这 个实例中，电极装置23包括对于两对电极共用的中央电极11。发生 器具有两个脉沖产生电路1000，每个均包括电路520、 540、 550、 560。 直流电压源530可以是共用的。低脉冲发生器装置510也可以是共用 的，把脉沖交替到发生器电路1000的一个或另一个。分析电路570
可以是共用的，和/或是每个电路1000的部分。如果装置包括多于两 根外部电极，那么电路1000的数量可加倍。
当在恒定电压下的一脉冲系列在两根侵入电极之间发射时，并且
当后者运动时，如果强度达到预定义的最大阈值135,则强度控制模 块550响应并且减小电压130以便保持电流强度。这具有使电极之间 的电阻成比例地变化而保持两根电极之间的场V/cm的效果。
在适于改进活性剂分子进入人或动物对象的组织的细胞中的体 内穿透的方法中，可实施包括产生以前类型的至少一个方形单极电脉 冲的发生器的装置。所述方法可以包括如下步骤
(1 )把电气链接到脉冲发生器21的第一终端上的至少一根电极 和电气链接到脉沖发生器21的第二终端上的至少一根电极放置成与 组织相接触，并且把活性剂36注射到组织中，
(2) 通过发生器21输送方形单极电脉沖，其中根据电极之间的 距离计算所述脉冲的幅度以便在电极之间创建电场12;电脉冲的至少 一部分在几何形状方面被定义成使得对于每个脉冲关于要求电压的 电压变化vl、 v2小于要求电压的5。/。，并且对于电压从零电压到达要 求电压的持续时间tl (每个脉冲的上升阶段)和对于电压从要求电压 到达零电压的持续时间t2 (每个脉冲的下降阶段)小于脉沖持续时间 的5%。
脉沖可以通过产生直流电压源的电流而产生。 在该方法中，脉沖可以按如下产生
(1)直流电压源530在比用于脉沖的最高要求电压130大的恒 定电压下产生电流631，
(2 )直流电压发生器560产生到功率模块540的每个晶体管541 的基极543的在幅度U130a下的电压661，
(3) 用于要求信号520的发生器电路根据包括由装置510产生 的方形脉冲系列的信号611 、借助于如下元件分割电压661:
(i)光-隔离器521，它用作开关，并且根据包括方形脉冲系 列的信号611的脉沖，用来短路功率模块540的每个晶体管Ml的基
极和发射极544,因而在两个脉冲之间的时段131期间致使发射 电流134在发生器的输出端590处为零，
(ii) 晶体管523，它用作开关，并且根据包括通过光-隔离器 522得到的反相方形脉沖系列的信号611的脉冲，用来把功率模块的 每个晶体管541的基极543的电压接地526，
(iii) 电阻器524，在20千欧与560千欧之间，位于直流电压 发生器560与开关晶体管523之间，
(iv) 电阻器525，在10千欧与470千欧之间，位于功率模块 540的每个晶体管541的基极543与开关晶体管523之间。
根据该方法，为了降低由太大的强度引起的毒性和疼痛，通过把 场保持在恒定值处可实时地限制强度，因为电极在电转移期间靠近。 这可由强度控制模块550实现。通过引发相应地改变在脉冲发生器的 输出端5卯处输送的电压的可变电阻而进行控制。只要电流强度134 略微地超过一定阈值135，就通过在功率模块540的每个晶体管541 的基极543与发射极544之间产生电流而减小发射的电流强度。在功 率模块540的每个晶体管541的基极543与发射极544之间的电压减 小具有引发功率模块540的每个晶体管541中的电阻的效果，并因而 减小输出端590之间的电压130。可选择地， 一旦电流强度134下降 到最大电流强度阈值135以下，通过在功率模块540的每个晶体管541 的基极543与发射极544之间不再产生任何电流也减小发射的电流强 度。强度控制模块基本瞬时地、在小于一微秒内反应。
在具体实施例中，电流的强度可在小于200微秒内被中断。
借助于具有对于每个脉冲系列小于2000 V的恒定要求电压130、 在1与1000微秒之间的每个脉冲持续时间132及在1与1000微秒之 间的两个脉冲之间的间隔131的场，可管理活性剂。
而且以上所描述的装置使得有可能实施一种改进活性剂分子进 入人或动物对象的组织的细胞中的体内穿透的方法，包括如下步骤
(1)把至少一組电极放置成与待治疗的组织相接触，第一组电 极10中的每根电极电气地链接到脉沖发生器21的终端590b上，并
且第二组电极ll中的每根电极电气地链接到脉冲发生器21的另一个 终端5卯a上，
(2) 把活性剂36注射到待治疗的组织的区域中，
(3) 对于待输送的每个脉冲系列设置脉冲数133、每个脉冲的 持续时间132及在脉冲之间的持续时间131，
(4) 对于待输送的每个脉冲系列设置待输送的电信号的电压 130的幅度，
(5) 输送方形单极电脉沖，其中对于每个脉冲系列按如下方式 由发生器21产生电脉沖
(i) 在PWM(模式，与要求的脉沖形式，即间隔131、持续 时间132、数量133,相对应的信号)中在恒定低电压下产生信号611，
(ii) 这个信号611用来划分由直流源530发送的恒定电压电 流以便以正确的形式、间隔131、持续时间132及数量133产生要求 脉冲；产生的电流被升高到要求电压130，并且得到的脉冲然后在每 对电极的电极之间产生要求的电场120，因而使得活性剂能够穿入到 组织的细胞中。
而且，对于待输送的每个脉冲系列，根据电极之间的距离和电极 的几何形状，可设置待输送的电信号的电压130的幅度和脉冲的持续 时间132和间隔131。
那些特性也可考虑组织的性质、对象对于电转移的容限、包含组 织对象的区对于脉冲的容限及关于被治疗组织的治疗的潜在毒性和 要求的有效性目标。
具体地说，脉冲641可按如下产生 (1 )使用计算机方法产生信号611，
(2) 所述信号611被放大，以得到在比要求电压130大的电压 U130a下的并且具有要求脉沖形状，即间隔131、持续时间132、数 量133，的信号621，
(3) 使用功率模块540，该功率模块540包括至少一个晶体管 541以产生要求脉冲，其中功率模块540的每个晶体管541的基极543 供有放大信号621，并且包括功率模块540的每个晶体管541的集电 极542供有直流电压电流531,
功率模块540然后把电流641输送到每个晶体管的发射极544， 其中形式和电压与要求脉冲的形式和电压相对应。
脉冲可用如下方法产生
(1) 在幅度U130a下产生直流电压661，其中幅度等于要求幅 度130加上功率模块540的每个晶体管541的基极543与发射极544 之间的幅度U130b;这个直流电压661链接到功率模块540的每个晶 体管的基极543上，
(2) 所述电压根据由信号发生器发射的信号611被划分；为了 在两个脉冲之间的持续时间131内中断电流，在每个功率晶体管541 的基极543与发射极544之间产生短路以便致使电压U130b为零并且 也实现器具590的终端处的输出电压，及同时每个功率晶体管541的 基极543接地，以便排出残余电压；相反，允许电流通过每个脉沖的 持续时间132，消除了每个功率晶体管541的基极543与发射极544 之间的短路，从而恢复电压差U130b，及每个功率晶体管541的基极 543同时与地绝缘。
发生器可设置成，如果在该电路的终端590处的发送电流强度 134超过一定阈值135则自动地和立即停止产生脉冲。
直流源530可以源于已经被变压、然后整流及最后滤波的干线交 变能量电源500。
在该方法中，在输送场之前，可执行如下步骤 (I)把包括至少两根侵入电极IO、 11的装置依次驱动到组织中 的中等深度处，其中每根电极链接到脉沖发生器电路1000的终端上， 并且装置包含注射活性剂的装置，(2)使用装置把活性剂注射到组 织中的连续多个深度(successive depth)处，其中在装置的中心处注 射活性剂，
(3) 在触发场的输送之前把所有侵入电极驱动到预定的最终深 度，其中侵入电极沿相同轴线被引入到组织中相同深度。
所有侵入电极的上部可被电绝缘，以便避免寄生电流52通入到
位于电极之间和皮肤51的表面与包含活性剂36的组织区域之间的组 织体积中。
在该方法中，由每个脉冲发射的电流强度134通过成比例地和实 时地减小在涉及电极的终端5卯处的脉冲的电压130可限制到预定阈 值135。
在该方法中，电流强度134可通过在功率模块540的每个晶体管 541处实时地引发可变电阻而被调节。当电流强度134超过略微地大 于编程电流强度阈值135的阈值136时，这种电阻通过引起每个功率 晶体管541的基极543与发射极544之间的电压减小而产生。
在该方法中，在每个晶体管541的基极543与发射极544之间的 电压减小借助于测量电阻器引起。测量电阻器驱动在每个晶体管的基 极与发射极之间的电流传送中用作开关的晶体管551。把电流强度134 增大到高于一定阔值135导致晶体管551的断开，并因此使电流在每 个晶体管541的基极543与发射极544之间通过。相反，把电流强度 134降低到低于阈值135导致晶体管551的闭合，并因此停止在每个 晶体管541的基极543与发射极544之间的电流通过。
为了方法的实施，链接到脉冲发生器1000的每一个电路上的各 组电极IO、 11可粗略地施加到包含活性剂的組织区域上。发生器21 可以被编程成把电脉冲交替地发射到与同一电路相关联的每组电极， 以便通过使在 一 组电极上在两个脉冲之间的间隔的持续时间大于在 接收电极的整个区域上在两个脉沖之间的间隔的持续时间而改进电 脉冲的无害性。
具体地说，每个脉冲发生器电路1000可与单对电极10、 11相关 联，并且发生器21可被编程为从每对电极交替地发射电脉沖。这为 了如果电极之间的距离变化则能够把在每对电极上的每个脉冲的电 流强度独立地限制到预定阈值135而发生。这具有一旦达到预定电流 强度阈值就保持在电极之间输送的场V/cm近似恒定的效果。
有核苷酸的场辅助管理的多种工业应用。根据本发明的装置具体地打算用于药物的给药，特别是基于DNA的药物、人及兽医药物。
用于人和动物的医疗用途具体地包括，但显然不排除，肺瘤的治 疗和血蛋白的生产。
在血液中蛋白质的生产涉及通过宏细胞生成素的内源生产治疗 血友病、生长问题、肌病、 一般的溶酶体和代谢疾病、慢性肾功能不 全及p-珠蛋白生成障碍性贫血。应用的其它领域涉及新血管生成、动 脉粥样硬化、使用诸如IL-10之类的细胞活素的保护效果、接种、反 义寡核苷酸的使用、或甚至由顺铂引发的周围神经病变的防止，通过 用于神经营养的编码质粒的电转移。当前特别强调的是一般在关节类 风湿性多关节炎中或在炎症病理学中的使用，使用IL-IO、抗TNF或 其它细胞活素的保护效果。生长素的使用在可能在神经变性或关节变 性(关节病)疾病中也是丰富的。
此外，也涉及的是可从分泌蛋白质，如在用于关节炎的治疗的关 节中分泌的抗炎蛋白质、或用于癌症治疗的抗血管生成蛋白质，的局 部表达获益的所有病理。类似地，对于关节病的治疗可考虑在生长素 的关节中的生产。也可展望用于周围关节炎的局部分泌血管生成蛋白 质的使用。
也涉及的是关于人和动物的主动和被动接种、疫苗的生产和抗体 的生产，特别是在生物-恐怖活动-链接的病理学领域中。也重要的是， 提及蛋白质的细胞内表达是必要的治疗用途，如多种神经肌肉状态 (肌病)、肿瘤等等。
现在通过进一步说明本发明的如下非限制性实例将进一步描述 本发明。
实例
例1:现有技术方法的在前状态
本发明的发生器可发射具有如下特征的每个预定数量的脉沖系
列
(i) 每个脉沖的电压是相同的，
(ii) 每个脉冲的持续时间是相同的，
(iii)脉沖之间的间隔是相同的。
然而， 一般地，这些特性可部分或全部除去。 在本申请中描述的发生器可供给显示在肌肉细胞中活性剂的转
移的有效性的结果，该结果是由已知发生器或通过与上述改进类型的 方形脉冲不同的脉冲的应用得到的结果的两倍。
因而，上述改进类型的发生器和方形脉冲可以改进组织中的蛋白 质和质粒、以及以上定义的任何活性剂、或任何化学分子的有效性。
例如，原浆分泌型碱性磷酸酶(SeAP)的化验可与用于这种蛋 白质的质粒编码的电转移相比较。对于800 jig质粒的注射，与肌肉内 电转移相比得到的SeAP的原浆浓度是
(1 )对于SeAP的1800 ng/ml( RIERA and al" 2004， The Journal of Gene Medecine, 6, 111-118)，
(2 )对于SeAP的2200 ng/ml ( BETTAN and al.， 2000 )。
此外，根据现有技术，基于用从电穿孔质粒表达的其它重组蛋白 质得到的数据，在波峰处可实现的原浆浓度应该在0.2 ng/ml至1800 ng/ml的范围中。此外，在波峰处10ng/ml至15ng/ml对于由进入肌 肉的质粒电转移实现的原浆浓度应该显得是合理目标。
更好的结果可由本申请的发生器得到，就是说，通过提供上述方 形类型的场或脉冲或者通过产生直流电压源的恒定电压电流，这可便 利地用来提供所述方形场或脉冲。
已经按如下方式进行了一系列三种研究，称作研究41631 (图 27.a )、研究41633 (图27.b )及研究35416 (图27.c )。
例2:在研究41631、 41633及35416下电转移技术的应用
对每只体重约250 g的六只雄性Sprague-Dawley鼠进4亍了研究 41631。
在曰期J0,把400 ng的质粒gWizSEAP ( ALDEVERON )经在 胫骨颅侧肌肉中的肌肉内注射，即在IOO nl中的200 jag每支腿，给 药到六只鼠。在质粒注射之后的5分钟内施加电转移。
在日期J4，把400 ng的质粒gWizSEAP ( ALDEVERON )经在
半膜肌肉中的肌肉内注射，即在IOO |il中的200 jig每支腿，给药到 相同的六只鼠。在质粒注射之后的5分钟内施加电转移。 电转移在如下条件下施加
(i) Tl: 20毫秒(脉冲的持续时间)，
(ii) T2: 146毫秒(脉冲之间的间隔)，
(iii) 频率6Hz,
(iv) 脉沖的数量8，
(v) 约0.8 cm2的矩形电极，导电胶(由Sant'ANGELICA生 产的UP LIFT )放置在刮削皮肤与电极之间，
(vi) 考虑到在电极之间的距离0.8 cm与175 V/cm的场相对应 的140 V的电压。
在日期J0、 J4、 J7及Jll进行血液试验，并且对于SeAP的剂 量，使用ROCHE APPLIED SCIENCES的SeAP组。
对每只体重约250 g的六只雄性Sprague-Dawley鼠进行了研究 41633。
在日期J0，把400吗的质粒gWizSEAP ( ALDEVERON )经在 胫骨颅侧肌肉中的肌肉内注射，即在IOO nl中的200 ng每支腿，给 药到六只鼠。在质粒注射之后的5分钟内施加电转移。
在日期J3，把400 ng的质粒gWizSEAP ( ALDEVERON )经在 半膜肌肉中的肌肉内注射，即在IOO pl中的200 ng每支腿，给药到 相同的六只鼠。在质氺立注射之后的5分钟内施加电转移。
电转移在如下条件下施加
(i) Tl: 20毫秒(脉冲的持续时间)，
(ii) T2: 146毫秒(脉冲之间的间隔)，
(iii) 频率6 Hz,
(iv) 脉冲的数量8，
(v) 约0.8 cm2的矩形电极，导电胶(由Sant'ANGELICA生 产的UP LIFT )放置在刮削皮肤与电极之间，
(vi) 考虑到电极之间的距离0.8 cm与175 V/cm的场相对应的140V的电压。
在日期JO、 J3、 J6、 J8及J9进行血液试验。
对每只体重约250 g的六只雄性Sprague-Dawley鼠进行了研究 35416。
在日期J0，把800 |ag的质粒gWizSEAP ( ALDEVERON )经在 胫骨颅侧肌肉中的肌肉内注射，即在IOO nl中的400吗每支腿，给 药到 7T只 鼠。在质粒注射之后的5分钟内施加电转移。
电转移在如下条件下施加
(i) Tl: 20毫秒(脉沖的持续时间)，
(ii) T2: 146毫秒(务K冲之间的间隔)，
(iii) 频率6Hz，
(iv) 脉沖的数量8,
(v) 约0.8 cm2的矩形电极，导电胶(由Sant'ANGELICA生 产的UP LIFT )放置在刮削皮肤与电极之间，
(vi) 考虑到电极之间的距离0.8 cm与175 V/cm的场相对应的 140 V的电压。
在日期JO、 J1及J5进行血液试验。
涉及组3和组5的结果分别表示在图27.b中和在图27.a中。 与借助于本发明的装置的肌肉内电转移相比，在六只鼠的组中
400 ng质粒的注射给出在10000 ng/ml与40000 ng/ml之间的SeAP的 原浆浓度，即与其中与本发明的那些相反不控制脉冲、并且其中发生 器不具有与本发明相同的结构的现有技术的结果相比大于500%的增 大。
由本发明的装置产生的并且施加到鼠的胫骨颅侧肌肉上的方形 脉沖的实例表示在图28中。在这个实例中，方形脉冲在边缘中不同， 与准确方形脉沖相差小于1%。
头A头
本发明进一步由如下编号段落描述
1. 一种用来改进进入人或动物对象的组织的细胞中的活性剂分
子的体内穿透的装置，包括
(i) 单极电脉冲发生器，适于产生至少一个方形单极电脉沖系 列，其中发生器包括
(a) 对于每个脉沖系列输入要求电压(130)的装置，
(b) 对于每个脉沖系列输入脉冲数(133)、每个脉沖的持 续时间(132)及脉沖之间的间隔(131)的装置，
(c )产生信号(611)的装置(510 )，该信号包括在PWM (脉宽调制)模式中在低和恒定电压下的一个方形脉冲系列，并且与 要求脉冲的形式，即，具有要求的间隔(131)、持续时间(132)、 数量(133)，相一致，
(d)直流电压源(530),在比对于脉沖的最高要求电压(130) 大的恒定电压下产生电流(631)，
(e )至少一个脉冲发生器电路(1000 )，使用所述信号(611) 分割由直流电压源(530)输出的电流(631)，并且在输出端(5卯) 处产生具有要求电压(130)和要求脉沖形式，即，间隔(131)、持 续时间(132)、数量(133)，的电流(641)，
(ii) 至少一个电极装置，由输出端(590)电气链接到所述至少 一个脉冲发生器电路(1000)上，其中每个电极装置包括
(a) 第一组电极，包括电气链接到脉沖发生器电路(1000) 的第一终端(590b)上的至少一根电极(10)，
(b) 第二组电极，包括电气链接到脉冲发生器电路(1000) 的第二终端(590a)上的至少一根电极(11)，
(iii) 把活性剂注射到组织中的装置(8)。
2. 根据段落l的装置，其中，适于产生包括一个方形脉冲系列 的信号(611)的装置(510)包括计算机信号源(510a)。
3. 根据段落1或2的装置，其中，每个脉冲发生器电路(1000)
包括
(i)功率模块(540)，包括具有集电极(542)、基极(543 ) 及发射极(544)的至少一个晶体管(541)，
(ii)脉冲放大器电路(520、 560)，它包括适于输入用于脉沖 的要求电压(130)的装置，并且由包括方形脉冲系列的信号(611), 产生供给功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543 )的信 号(621)，产生的信号(621)具有与增加功率模块(540)的每个 晶体管(541)的基极(543)与发射极(544)之间的电压差(U130b ) 的要求电压(130)相等的电压(U130a),其中，直流电压源(530) 链接到功率模块(540)的每个晶体管(541)的集电极(542)上，
其中，功率模块(540)因此经发射极(544)输送电流(641) 到输出端(590)，该电流(641)在形式上与信号(611)的脉沖系 列相对应，并且具有与用于脉冲的要求电压(130)相对应的电压。
4. 根据段落3的装置，其中，每个脉冲发生器电路(1000)具 有适于通过引发相应地改变输出端(590)处输送的电压的可变电阻， 把在输出端(590)处输送的每个脉冲的电流强度实时地限制到预定 阈值(135)的电流强度控制模块(550)。
5. 根据段落4的装置，其中，电流强度控制模块适于当两根电 极之间的强度达到预定阈值时切断电流。
6. 根据段落4或5的装置，其中，电流强度控制模块(550)包 括测量电阻器(552);和具有集电极(551a)、基极(551b )及发 射极(551c)的由测量电阻器(552)上的电压差控制的控制晶体管
(551)，其中，晶体管由发射极(551c)链接到测量电阻器(552) 的一端上，由集电极(551a)链接到功率模块(540)的每个晶体管
(541)的基极(543)上，及由也链接到测量电阻器(552)的另一 端上的基极(551b)链接到功率模块(540)的每个晶体管(541)的 发射极(544)上；及其中，电流强度控制模块(550)可用来减小通 过如下发射的电流强度
(i)只要电流强度(134)略微地超过阈值(135)就在功率模 块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)与发射极(544)之间 产生电流，在功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543) 与发射极(544)之间的电压减小具有引发功率模块(540)的每个晶
体管(541)中的电阻的效果，并因而减小输出端(590)之间的电压 (130);
(ii) 一旦电流强度(134)已经下降到阈值(135)以下，在功 率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)与发射极(544) 之间就不再产生任何电流。
7. 根据段落3至6任一段的装置，其中，每个功率模块(540) 包括至少一个IGBT型晶体管(541)。
8. 根据段落3至6任一段的装置，其中，每个功率模块(540) 包括至少一个MOSFET型晶体管(541)。
9. 根据段落3至8任一段的装置，其中，每个脉冲放大器电路 (520、 560)包括直流电压发生器(560)，产生到功率模块(540)
的每个晶体管(541 )的基极(543 )的在幅度(U130a )下的电压(661); 和用于要求信号的发生器电路(520)，用来根据包括由装置(510) 产生的方形脉冲系列的信号(611)分割电压(661)，其中发生器电 路包括如下元件
(i) 光-隔离器(521)，它用作开关，并且根据包括方形脉冲 系列的信号(611)的脉冲，用来短路功率模块(540)的每个晶体管
(541)的基极(543 )和发射极(544)，并因而在两个脉沖之间的 时段(131)期间致使发射电流(134)在发生器的输出端(590)处 为零，
(ii) 晶体管(523)，它用作开关，并且根据包括通过光-隔离 器(522)得到的反相方形脉冲系列的信号(611)的脉冲，用来把功 率模块的每个晶体管(541)的基极(543)的电压接地(526),
(m)电阻器(524)，在20千欧与560千欧之间，位于直流电 压发生器(560)与开关晶体管(523)之间，
(iv)电阻器(525),在10千欧与470千欧之间，位于功率模 块(540)的每个晶体管(541)的基极(543 )与开关晶体管(523 ) 之间。
10. 根据段落3至9任一段的装置，其中，每个脉冲发生器电路
(1000)具有适于收集关于发射信号和电流的信息、并且把它传送到 计算机装置(510a)的控制装置(570)，该计算机装置(510a)在 异常或最大电流强度阈值超调的情况下，可自动地进行如下动作之
(i) 使用电路(538 )在电流到达功率模块(540)之前停止电
流，
(ii) 停止信号(611)的产生，
(iii) 把错误情形发信号给操作者，
(iv) 采取任何预编程逻辑动作。
11. 根据段落1至10任一段的装置，其中，在发生器的输出端 (590)处的发射脉冲以如下方式进行表征
(i) 发射脉沖的电压(130)相等并且对于每个脉沖恒定，且小 于500 V,及
(ii) 发射脉冲之间的间隔(131)的持续时间在每个脉沖之间相 等，并且在1与150 ms之间，及
(iii) 发射脉沖的持续时间(132)对于每个脉沖相等，并且在 1与100ms之间，及
(iv) 在每对电极(100、 101)之间产生的场在5与500 V/cm 之间，及
(v) 在场正在被输送的每个瞬时输送的电流强度(134)小于5 安培，及
(vi) 对于每个系列的发射脉冲的总数(133)小于25，
(vii) 同时发射的系列数小于16，
(viii) 发射系列的总数小于32。
12. 根据段落l至ll任一段的装置，其中，电极装置(23)包
括
(i) 两根侵入电极，每根电极均链接到发生器的输出端(590) 上；和
(ii) 注射活性剂的装置，包括在中等深度处并且位于两根侵入
电极的中心处的注射针，其中，电极和注射针平行，使用不导电支架
(41)组装和接合在一起，及电极具有相同深度。
13. 根据段落l至ll任一段的装置，其中，电极装置(23)包
括
(i)第一组电极，包括中央侵入电极(11)，并且用作注射活 性剂的针，并且链接到脉沖发生器电路(1000)的零终端(590a)上，
Oi)第二组电极(10)，包括近似位于圆上的外部侵入电极， 其中中央电极(11)位于圆心处，外部电极(10)彼此等距，每根外 部电极(10)链接到脉冲发生器电路(1000)的另一个终端(590b) 上，
其中，两组电极是平行的，具有相同深度，使用不导电的支架(41) 组装和接合在一起。
14. 根据段落13的装置，其中，第二组电极(IO)包括四根侵 入电极。
15. 根据段落13的装置，其中，第二组电极(IO)包括三根侵 入电极。
16. 根据段落13的装置，其中，第二组电极(IO)包括两根侵 入电极，所述装置的三根电极对准。
17. 根据段落1至16任一段的装置，其中，每个电极装置(23) 的侵入电极使用不导电的支架(41)接合在一起，并且其中，每个电 极装置(23)也包括具有隔室的外壳(6),该隔室用来容纳接合的 电极、注射活性剂的装置及包含活性剂的储箱(1)，外壳允许正确 地处理电极和提供在每组电极与其输出端(590a、 590b)之间的电链 接。
18. 根据段落17的装置，其中，外壳(6)具有用来把侵入电极 (10、 11)依次驱动到组织中预定中等深度的装置，并且具有用来在
止动位置处注射活性剂的装置。
19. 根据以前段落的任一段的装置，其中，穿入组织中的每个电 极装置(23)的侵入电极的上部由电绝缘体(15)覆盖。
20. 根据段落1至19任一段的装置，只包括一个脉沖发生器电 路(1000),把单个脉冲系列同时发射到链接到单个电极装置(23) 上的两个终端(590)。
21. —种使用才艮据段落1至20任一段的装置以改进活性剂分子 进入人或动物对象的组织的细胞中的体内穿透的方法，该方法包括如 下步骤
(1) 把至少一组电极放置成与组织相接触，第一组电极(10) 中的每根电极被电气地链接到脉冲发生器(21)的终端(590b)上， 并且第二组电极(11)的每根电极被电气地链接到脉沖发生器(21) 的另一个终端(590a)上，
(2) 把活性剂(36)注射到组织中，
(3 )对于待输送的每个脉冲系列设置脉冲数(133 )、每个脉冲 的持续时间(132)及脉沖之间的持续时间(131)，
(4) 对于待输送的每个脉冲系列设置要求电压(130),及
(5) 输送方形单极电脉冲，其中对于每个脉冲系列按如下方式 由发生器(21)产生电脉冲
(i) 在PWM (脉宽调制)模式中在恒定低电压下产生信号 (611)，该信号与要求的脉冲形式，即间隔(131)、持续时间(132)
及数量(133)，相对应，
(ii) 所述信号(611)用来划分由直流电压源(530)输出的 电流和以正确的形式、间隔(131)、持续时间(132)及数量(133) 产生要求脉冲，产生的电流被升高到要求电压(130)。
22. 根据段落21的方法，还包括步骤，其中根据电极之间的距 离和电极的几何形状，设置用于待输送的每个脉沖系列的要求电压
(130)、和脉冲的数量(133)、持续时间(132)及间隔(131)。
23. 根据段落21或22的方法，其中，在输送方形单极电脉冲之 前，执行如下步骤
(1)把电极装置依次驱动到组织中中等深度处，该电极装置包 括至少两根侵入电极(10、 11)，每根侵入电极均链接到脉沖发生器
电路(IOOO)的终端上，所述装置包含注射活性剂的装置，
(2) 使用电极装置把活性剂注射到组织中连续多个深度处，在 所述装置的中心处注射活性剂，及
(3) 把所有侵入电极驱动到预定最终深度，侵入电极沿相同轴 线被引入到组织中相同深度。
24. —种用来改进活性剂分子进入人或动物对象的组织的细胞中 的体内穿透的装置，包括
(i) 单极电脉冲发生器，适于产生至少一个方形单极电脉冲系 列，该脉沖具有如下特征
(a) 脉冲在几何形状方面被定义成使得对于每个脉冲关于要 求电压(V)的电压变化(vl、 v2)小于要求电压(V)的5%，
(b) 脉沖在几何形状方面被定义成使得对于电压从零电压到 达要求电压的持续时间(tl)(每个脉沖的上升阶段)和对于电压从 要求电压到达零电压的持续时间(t2)(每个脉冲的下降阶段)小于 脉冲持续时间的5%,
(ii) 至少一个电极装置，电气地链接到发生器的输出端(590) 上，每个电极装置均包括
(a) 第一组电极，包括电气链接到发生器的第一终端(590b) 上的至少一根电极(10)，
(b) 第二组电极，包括电气链接到发生器的第二终端(590a) 上的至少一根电极(11)，
(iii) 把活性剂注射到组织中的装置(8)。
25. 根据段落24的装置，其中，脉冲在几何形状方面被定义成 使得对于每个脉冲关于要求电压的电压变化(vl、 v2)小于要求电压 的1%，并且其中脉冲在几何形状方面被定义成使得每个脉冲的上升 阶段的持续时间(tl)和每个脉冲的下降阶段的持续时间(t2)小于
脉冲持续时间的1%。
26. 根据段落24或25的装置，其中，单极电脉冲发生器包括 (i)对于每个脉冲系列输入脉沖的要求电压(130)的装置，(ii) 对于每个脉冲系列输入脉沖数(133)、每个脉冲的持续时 间(132)及脉冲之间的间隔(131)的装置，
(iii) 产生信号(611)的装置(510)，该信号包括在PWM(脉 宽调制)模式中在低和恒定电压下的一个方形脉沖系列，并且与要求 脉冲的形式，即，具有要求的间隔(131)、持续时间(132)、数量
(133)，相一致，
(iv) 直流电压源(530)，在比对于脉冲的最高要求电压(130) 大的恒定电压下产生电流(631),
(v) 至少一个脉冲发生器电路(1000)，使用所述信号(611) 分割由直流电压源(530)输出的电流(631)，并且在输出端(590) 处产生具有对于脉冲系列的要求电压(130)和脉冲形式，即，间隔
(131)、持续时间(132)、数量(133)，的电流(641)。
27. 根据段落26的装置，其中，适于产生包括一个方形脉沖系 列的信号(611)的装置(510)包括计算机信号源(510a)。
28. 根据段落26或27的装置，其中 每个脉沖发生器电路(1000)包括
(i) 功率模块(540 )，包括具有集电极(5")、基极(5") 及发射极(544)的至少一个晶体管(541)，和
(ii) 脉沖放大器电路(520、 560)，它包括适于输入用于脉 冲的要求电压(130 )的装置，并且由包括方形脉冲系列的信号(611), 产生供给功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(5")的信 号(621)，产生的信号(621)具有与增加功率模块(540)的每个 晶体管(541)的基极(543)与发射极(544)之间的电压差(U130b ) 的要求电压(130)相等的电压(U130a)，
其中，直流电压源(530)链接到功率模块(540)的每个晶体管 (541)的集电极(542)上，
其中，功率模块(540)因此经发射极(544)输送电流到输出端 (590)，其中电流的形式与信号(611)的脉冲系列相对应，并且其 中电压与用于脉沖的要求电压(130)相对应。
29. 根据段落28的装置，其中，每个脉沖发生器电路(1000) 具有适于通过引发相应地改变在输出端(590 )处输送的电压的可变 电阻，把在输出端(590)处输送的每个脉冲的电流强度实时地限制 到预定阈值(135)的电流强度控制模块(550)。
30. 根据段落29的装置，其中，电流强度控制模块适于当在两 根电极之间的强度达到预定阈值时切断电流。
31. 根据段落29或30的装置，其中，电流强度控制模块(550) 包括测量电阻器(552 );和具有集电极(551a)、基极(551b )及 发射极(551c)的由测量电阻器(552 )两端的电压差控制的控制晶 体管(551)，晶体管由发射极(551c)链接到测量电阻器(552)的 一端上，由集电极(551a)链接到功率模块(540 )的每个晶体管(541) 的基极(543)上，及由也链接到测量电阻器(552)的另一端上的基 极(551b )链接到功率模块(540 )的每个晶体管(541)的发射极(544 ) 上，其中，电流强度控制模块(550)可用来减小通过如下发射的电 流强度
(i) 只要电流强度(134)略微地超过阈值(135)就在功率模 块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)与发射极(544)之间 产生电流，在功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543) 与发射极(544)之间的电压减小具有引发在功率模块(540)的每个 晶体管(541)中的电阻的效果，并因而减小输出端(590)之间的电 压(130 );
(ii) 一旦电流强度(134)已经下降到阈值(135)以下，在功 率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)与发射极(544) 之间就不再产生任何电流。
32. 根据段落28至31任一段的装置，其中，每个功率模块(540 ) 包括至少一个IGBT型晶体管(541)。
33. 根据段落28至31任一段的装置，其中，每个功率模块(540 ) 包括至少一个MOSFET型晶体管(541)。
34. 根据段落28至33任一段的装置，其中，每个脉冲放大器电
路(520、 560)包括如下元件
(i) 直流电压发生器(560)，产生到功率模块(540 )的每个 晶体管(541)的基极(543)的在幅度(U130a)下的电压(661); 和
(ii) 用于要求信号的发生器电路(520)，用来根据包括由装置 (510)产生的方形脉冲系列的信号(611)分割电压(661)，包括
如下元件
(a) 光-隔离器(521)，它用作开关，并且根据包括方形脉 冲系列的信号(611)的脉冲，用来短路功率模块(540)的每个晶体 管(541)的基极(543)和发射极(544)，并因而在两个脉冲之间 的时段(131)期间致使发射电流(134)在发生器的输出端(590) 处为零，
(b) 晶体管(523 )，它用作开关，并且根据包括通过光-隔 离器(522)得到的反相方形脉冲系列的信号(611)的脉沖，用来把 功率模块的每个晶体管(541)的基极(543 )的电压接地(526)，
(c) 电阻器(524)，在20千欧与560千欧之间，位于直流 电压发生器(560)与开关晶体管(523)之间，
(d) 电阻器(525)，在10千欧与470千欧之间，位于功率 模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)与开关晶体管(523) 之间。
35.根据段落28至34任一段的装置，其中，每个脉冲发生器电 路(1000)具有适于收集关于发射信号和电流的信息、并且把它传送 到计算机装置(510a)的控制装置(570)，该计算机装置(510a) 在异常或最大电流强度阈值超调的情况下，可自动地进行如下动作之
(i) 使用电路(538)在电流到达功率模块(540)之前停止电
流，
(ii) 停止信号(611)的产生，
(iii) 把错误情形发信号给操作者，
(iv)采取任何预编程逻辑动作。
36. 根据段落26至35任一段的装置，其中，在发生器的输出端 (590)处的发射脉冲以如下方式进行表征
(0发射脉冲的电压(130)相等和恒定，且小于500 V，
(ii) 在发射脉冲之间的间隔(131)的持续时间相等，并且在l 与150 ms之间，及
(iii) 发射脉冲的持续时间(132)相等，并且在l与100 ms之 间，及
(iv) 在每对电极(100、 101)之间产生的场在5与500 V/cm 之间，及
(v) 在场正在被输送的每个瞬时输送的电流强度(134)小于5 安培，及
(vi) 对于每个系列的发射脉冲的总数(133)小于25，
(vii) 同时发射的系列数小于16，及
(viii) 发射系列的总数小于32。
37. 根据段落26至36任一段的装置，其中，电极装置(23)包 括两根侵入电极，每根电极均被链接到发生器的输出端(5卯)上； 和注射活性剂的装置，注射活性剂的装置包括在中等深度处位于两根 侵入电极的中心处的注射针，其中，
电极和注射针平行，使用不导电的支架(41)组装和接合在一起， 及电极具有相同深度。
38. 根据段落26至36任一段的装置，其中，电极装置(23)包
括
(i) 第一组电极，包括中央侵入电极(11)，并且用作用来注 射活性剂的针，其中电极被链接到脉冲发生器电路(1000)的零终端
(5衡)上，及
(ii) 第二组电极(10)，包括近似位于圆上的外部侵入电极， 其中中央电极(11)位于圃心处，外部电极(10)彼此等距，每根外 部电极(10)链接到脉冲发生器电路(1000)的另一个终端(590b)
上，
其中，两组电极是平行的，具有相同深度，使用不导电的支架(41) 组装和接合在一起。
39. 根据段落38的装置，其中，第二组电极(IO)包括四根侵 入电极。
40. 根据段落38的装置，其中，第二组电极(IO)包括三根侵 入电极。
41. 根据段落38的装置，其中，第二组电极(IO)包括两根侵 入电极，所述装置的三根电极对准。
42. 根据段落26至41任一段的装置，其中，每个电极装置(23) 的侵入电极使用不导电的支架(41)接合在一起，并且其中，每个电 极装置(23)也包括具有隔室的外壳(6)，该隔室用来容纳接合的 电极、和注射活性剂的装置及包含活性剂的储箱(1)，外壳允许正 确地处理电极和提供在每组电极与其输出端(590a、 590b)之间的电 链接。
43. 根据段落42的装置，其中，外壳(6)具有用来把侵入电极 (10、 11)依次驱动到组织中预定中等深度的装置，并且具有用来在
止动位置处注射活性剂的装置。
44. 根据段落26至43任一段的装置，其中，穿入组织中的每个 电极装置(23)的侵入电极的上部由电绝缘体(15)覆盖。
45. 根据段落26至44任一段的装置，只包括一个脉冲发生器电 路(1000)，把单个脉冲系列同时发射到链接到单个电极装置(23) 上的两个终端(590)。
46. 使用根据段落26至45任一段的装置实施的方法，用来改进 活性剂分子进入人或动物对象的组织的细胞中的体内穿透，该方法包 括如下步骤
(1)把电气链接到脉冲发生器(21)的第一终端上的至少一根 电极和电气链接到脉沖发生器(21)的第二终端上的至少一根电极放 置成与组织相接触，并且把活性剂(36)注射到组织中， (2)通过发生器(21)输送方形单极电脉冲，其中根据电极之 间的距离计算所述脉冲的幅度以在电极之间创建电场(12)，电脉冲 的至少一部分具有如下特征
(a) 脉冲在几何形状方面被定义成使得对于每个脉沖关于要 求电压的电压变化(vl、 v2)小于要求电压的5%，
(b) 脉冲在几何形状方面被定义成使得每个脉冲的上升阶段 的持续时间(tl)和每个脉冲的下降阶段的持续时间(t2)小于脉冲 持续时间的5%。
*
因而已经详细地描述了本发明的优选实施例，要理解，由以上段 落定义的本发明不限于在以上描述中叙述的具体细节，因为其多种明 显变形是可能的，而不脱离本发明的精神或范围。
权利要求
1.一种用来改进进入人或动物对象的组织的细胞中的活性剂分子的体内穿透的装置，包括(i)单极电脉冲发生器，适于产生至少一个方形单极电脉冲系列，其中发生器包括(a)对于每个脉冲系列输入要求电压(130)的装置，(b)对于每个脉冲系列输入脉冲数(133)、每个脉冲的持续时间(132)及脉冲之间的间隔(131)的装置，(c)产生信号(611)的装置(510)，该信号包括在PWM(脉宽调制)模式中在低和恒定电压下的一个方形脉冲系列，并且与要求脉冲的形式，即，具有要求的间隔(131)、持续时间(132)、数量(133)，相一致，(d)直流电压源(530)，在比对于脉冲的最高要求电压(130)大的恒定电压下产生电流(631)，(e)至少一个脉冲发生器电路(1000)，使用所述信号(611)分割由直流电压源(530)输出的电流(631)，并且在输出端(590)处产生具有要求电压(130)和要求脉冲形式，即，间隔(131)、持续时间(132)、数量(133)，的电流(641)，(ii)至少一个电极装置，由输出端(590)电气链接到所述至少一个脉冲发生器电路(1000)上，其中每个电极装置包括(a)第一组电极，包括电气链接到脉冲发生器电路(1000)的第一终端(590b)上的至少一根电极(10)，(b)第二组电极，包括电气链接到脉冲发生器电路(1000)的第二终端(590a)上的至少一根电极(11)，(iii)把活性剂注射到组织中的装置(8)。
2. 根据权利要求1所述的装置，其中，适于产生包括一个方形 脉冲系列的信号(611)的装置(510)包括计算才几信号源(510a)。
3. 根据权利要求1所述的装置，其中，每个脉冲发生器电路(1000)包括(0功率模块(540)，包括具有集电极(542)、基极(543) 及发射极(544)的至少一个晶体管(541)，(ii)脉冲放大器电路(520、 560),它包括适于输入用于脉冲 的要求电压(130)的装置，并且由包括方形脉冲系列的信号(611), 产生供给功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)的信 号(621)，产生的信号(621)具有与增加功率模块(540)的每个 晶体管(541)的基极(543)与发射极(544)之间的电压差(U130b ) 的要求电压(130)相等的电压(U130a)，其中，直流电压源(530) 链接到功率模块(540)的每个晶体管(541)的集电极(542)上，其中，功率模块(540)因此经发射极(544)输送电流(641) 到输出端(5卯)，该电流(641)在形式上与信号(611)的脉冲系 列相对应，并且具有与用于脉沖的要求电压(130)相对应的电压。
4. 根据权利要求3所述的装置，其中，每个脉冲发生器电路 (1000 )具有适于通过引发相应地改变在输出端(590)处输送的电压的可变电阻，把在输出端(590)处输送的每个脉冲的电流强度实 时地限制到预定阈值(135)的电流强度控制模块(550)。
5. 根据权利要求4所迷的装置，其中，电流强度控制模块适于 当两根电极之间的强度达到预定阈值时切断电流。
6. 根据权利要求4所述的装置，其中，电流强度控制模块(550) 包括测量电阻器(552);和具有集电极(551a)、基极(551b )及 发射极(551c)的由测量电阻器(552)上的电压差控制的控制晶体 管(551)，其中，晶体管由发射极(551c)链接到测量电阻器(552) 的一端上，由集电极(551a)链接到功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543 )上，及由也链接到测量电阻器(552)的另一 端上的基极(551b)链接到功率模块(540)的每个晶体管(541)的 发射极(544)上；及其中，电流强度控制模块(550)可用来减小通 过如下发射的电流强度O)只要电流强度(134)略微地超过阈值(135)就在功率模 块(540)的每个晶体管(541)的基极(543 )与发射极(544)之间 产生电流，在功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543) 与发射极(544)之间的电压减小具有引发功率模块(540)的每个晶 体管(541)中的电阻的效果，并因而减小输出端(590)之间的电压 (130);(ii) 一旦电流强度(134)已经下降到阈值(135)以下，在功 率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)与发射极(544) 之间就不再产生任何电流。
7. 根据权利要求3所述的装置，其中，每个功率模块(540)包 括至少一个IGBT型晶体管(541)。
8. 根据权利要求3所述的装置，其中，每个功率模块(540)包 括至少一个MOSFET型晶体管(541)。
9. 根据权利要求3所述的装置，其中，每个脉冲放大器电路(520、 560)包括直流电压发生器(560)，产生到功率模块(540)的每 个晶体管(541)的基极(543 )的在幅度(U130a )下的电压(661); 和用于要求信号的发生器电路(520),用来根据包括由装置(510) 产生的方形脉冲系列的信号(611)分割电压(661)，其中发生器电 路包括如下元件(i) 光-隔离器(521)，它用作开关，并且根据包括方形脉冲 系列的信号(611)的脉冲，用来短路功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)和发射极(544)，并因而在两个脉冲之间的 时段(131)期间致使发射电流(134)在发生器的输出端(590)处 为零，(ii) 晶体管(523 )，它用作开关，并且根据包括通过光-隔离 器(522 )得到的反相方形脉沖系列的信号(611)的脉冲，用来把功 率模块的每个晶体管(541)的基极(543)的电压接地(526)，(iii) 电阻器(524 )，在20千欧与560千欧之间，位于直流电 压发生器(560)与开关晶体管(523 )之间，(iv) 电阻器(525),在10千欧与470千欧之间，位于功率模 块(540)的每个晶体管(541)的基极(543 )与开关晶体管(523) 之间。
10. 根据权利要求3所述的装置，其中，每个脉沖发生器电路 (1000)具有适于收集关于发射信号和电流的信息、并且把它传送到计算机装置(510a)的控制装置(570)，该计算机装置(510a)在 异常或最大电流强度阈值超调的情况下，可自动地进行如下动作之(i) 使用电路(538 )在电流到达功率模块(540)之前停止电流，(ii) 停止信号(611)的产生，(iii) 把错误情形发信号给操作者，(iv) 采取任何预编程逻辑动作。
11. 根据权利要求1所述的装置，其中，在发生器的输出端(590) 处的发射脉沖以如下方式进行表征(i) 发射脉冲的电压(130)对于每个脉冲相等和恒定，且小于 500 V,及(ii) 发射脉冲之间的间隔(131)的持续时间在每个脉冲之间相 等，并且在1与150ms之间，及(iii) 发射脉沖的持续时间(132)对于每个脉沖相等，并且在 1与100 ms之间，及(iv) 在每对电极(100、 101)之间产生的场在5与500 V/cm 之间，及(v) 在场正在被输送的每个瞬时输送的电流强度(134)小于5 安培，及(vi) 对于每个系列的发射脉冲的总数(133)小于25,(vii) 同时发射的系列数小于16，(viii) 发射系列的总数小于32。
12. 根据权利要求l所述的装置，其中，电极装置(23)包括 (i)两根侵入电极，每根电极均链接到发生器的输出端(590) 上；和(ii)注射活性剂的装置，包括在中等深度处并且位于两根侵入 电极的中心处的注射针，其中，电极和注射针平行，使用不导电的支 架(41)组装和接合在一起，及电极具有相同深度。
13. 根据权利要求l所迷的装置，其中，电极装置(23)包括(i) 第一组电极，包括中央侵入电极(11)，并且用作注射活 性剂的针，并且链接到脉冲发生器电路(1000 )的零终端(5卯a )上，(ii) 第二组电极(10)，包括近似位于圆上的外部侵入电极， 其中中央电极(11)位于圆心处，外部电极(10)彼此等距，每根外 部电极(10)链接到脉冲发生器电路(1000)的另一个终端(590b) 上，其中，两组电极是平行的，具有相同深度，使用不导电的支架(41) 组装和接合在一起。
14. 根据权利要求13所述的装置，其中，第二组电极(IO)包 括四根侵入电极。
15. 根据权利要求13所述的装置，其中，第二组电极(IO)包 括三根侵入电极。
16. 根据权利要求13所述的装置，其中，第二组电极(IO)包 括两根侵入电极，所述装置的三根电极对准。
17. 根据权利要求l所述的装置，其中，每个电极装置(23)的 侵入电极使用不导电的支架(41)接合在一起，并且其中，每个电极 装置(23)也包括具有隔室的外壳(6)，该隔室用来容纳接合的电 极、注射活性剂的装置及包含活性剂的储箱(1)，外壳允许正确地 处理电极和提供在每组电极与其输出端(590a、 590b)之间的电链接。
18. 根据权利要求17所述的装置，其中，外壳(6)具有用来把 侵入电极(IO、 11)依次驱动到組织中预定中等深度的装置，并且具 有用来在止动位置处注射活性剂的装置。
19. 根据权利要求1所述的装置，其中，穿入组织中的每个电极 装置(23)的侵入电极的上部由电绝缘体(15)覆盖。
20. 根据权利要求1所述的装置，只包括一个脉冲发生器电路 (1000)，把单个脉沖系列同时发射到链接到单个电极装置(23)上的两个终端(590)。
21. —种使用根据权利要求1所述的装置以改进活性剂分子进入 人或动物对象的组织的细胞中的体内穿透的方法，该方法包括如下步(1)把至少一组电极放置成与组织相接触，第一组电极(10) 中的每根电极被电气地链接到脉沖发生器(21)的终端(590b)上， 并且第二组电极(11)中的每根电极被电气地链接到脉冲发生器(21 ) 的另一个终端(590a)上，(2 )把活性剂(36 )注射到组织中，(3) 对于待输送的每个脉沖系列设置脉冲数(133)、每个脉冲 的持续时间(132)及脉冲之间的持续时间(131)，(4) 对于待输送的每个脉沖系列设置要求电压(130)，及(5) 输送方形单极电脉沖，其中对于每个脉冲系列按如下方式 由发生器(21)产生电脉冲(i) 在PWM (脉宽调制)模式中在恒定低电压下产生信号 (611)，该信号与要求的脉冲形式，即间隔(131)、持续时间(132)及数量(133)，相对应，(ii) 所迷信号(611)用来划分由直流电压源(530)输出的 电流和以正确的形式、间隔(131)、持续时间(132)、数量(133) 产生要求脉沖，产生的电流被升高到要求电压(130)。
22. 根据权利要求21所述的方法，还包括步骤，其中根据电极 之间的距离和电极的几何形状，设置用于待输送的每个脉冲系列的要 求电压(130 )和脉冲的数量(133 )、持续时间(132 )及间隔(131)。
23. 根据权利要求21所述的方法，其中，在输送方形单极电脉 冲之前，执行如下步骤(1)把电极装置依次驱动到组织中中等深度处，该电极装置包 括至少两根侵入电极(10、 11)，每根侵入电极均链接到脉冲发生器 电路(1000)的终端上，所迷装置包含注射活性剂的装置，(2) 使用电极装置把活性剂注射到组织中连续多个深度处，在 所述装置的中心处注射活性剂，及(3) 把所有侵入电极驱动到预定最终深度，侵入电极沿相同轴 线被引入到组织中相同深度。
24. —种用来改进活性剂分子进入人或动物对象的组织的细胞中 的体内穿透的装置，包括(i) 单极电脉沖发生器，适于产生至少一个方形单极电脉冲系 列，该脉沖具有如下特征(a) 脉冲在几何形状方面被定义成使得对于每个脉冲关于要 求电压(V)的电压变化(vl、 v2)小于要求电压(V)的5%，(b) 脉冲在几何形状方面被定义成使得对于电压从零电压到 达要求电压的持续时间(tl)(每个脉冲的上升阶段)和对于电压从 要求电压到达零电压的持续时间(t2)(每个脉冲的下降阶段)小于 脉沖持续时间的5%,(ii) 至少一个电极装置，电气地链接到发生器的输出端(590) 上，每个电极装置均包括(a) 第一组电极，包括电气链接到发生器的第一终端(590b) 上的至少一根电极(10)，(b) 第二组电极，包括电气链接到发生器的第二终端(590a) 上的至少一根电极(11)，(iii) 把活性剂注射到组织中的装置(8)。
25. 根据权利要求24所述的装置，其中，脉冲在几何形状方面 被定义成使得对于每个脉沖关于要求电压的电压变化(vl、 v2)小于 要求电压的1%，并且其中脉冲在几何形状方面被定义成使得每个脉 冲的上升阶段的持续时间(tl )和每个脉冲的下降阶段的持续时间(t2 ) 小于脉冲持续时间的1%。
26. 根据权利要求24所述的装置，其中，单极电脉沖发生器包括 (i) 对于每个脉沖系列输入脉沖的要求电压(130)的装置，(ii) 对于每个脉沖系列输入脉冲数(133)、每个脉沖的持续时 间(132)及脉沖之间的间隔(131)的装置，(m)产生信号(611)的装置(510),该信号包括在PWM(脉 宽调制)模式中在低和恒定电压下的一个方形脉冲系列，并且与要求 脉沖的形式，即，具有要求的间隔(131)、持续时间(132)、数量 (133)，相一致，Ov)直流电压源(530)，在比对于脉冲的最高要求电压(130) 大的恒定电压下产生电流(631)，(v)至少一个脉冲发生器电路(1000)，使用所述信号(611) 分割由直流电压源(530)输出的电流(631)，并且在输出端(590) 处产生具有对于脉冲系列的要求电压(130)和脉冲形式，即，间隔 (131)、持续时间(132)、数量(133),的电流(641)。
27. 根据权利要求26所述的装置，其中，适于产生包括一个方 形脉冲系列的信号(611)的装置(510)包括计算机信号源(510a)。
28. 根据权利要求26所述的装置，其中 每个脉冲发生器电路(1000)包括(i) 功率模块(540)，包括具有集电极(542)、基极(543) 及发射极(544)的至少一个晶体管(541)，和(ii) 脉冲放大器电路(520、 560),它包括适于输入用于脉 冲的要求电压(130)的装置，并且由包括方形脉冲系列的信号("l) 产生供给功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(5")的信 号(621)，产生的信号(621)具有与增加功率模块(540)的每个 晶体管(541)的基极(543 )与发射极(544 )之间的电压差(U130b ) 的要求电压(130)相等的电压(U130a)，其中，直流电压源(530)链接到功率模块(540)的每个晶体管 (541)的集电极(542 )上，其中，功率;^莫块(540)因此经发射极(544)输送电流到输出端 (590)，其中电流的形式与信号(611)的脉冲系列相对应，并且其 中电压与用于脉沖的要求电压(130)相对应。
29. 根据权利要求28所述的装置，其中，每个脉沖发生器电路 (1000)具有适于通过引发相应地改变在输出端(590)处输送的电压的可变电阻，把在输出端(590)处输送的每个脉冲的电流强度实 时地限制到预定阈值(135)的电流强度控制模块(550)。
30. 根据权利要求29所述的装置，其中，电流强度控制模块适 于当在两根电极之间的强度达到预定阈值时切断电流。
31. 根据权利要求29所述的装置，其中，电流强度控制模块(550 ) 包括测量电阻器(552);和具有集电极(551a)、基极(551b )及 发射极(551c)的由测量电阻器(552)两端的电压差控制的控制晶 体管(551)，晶体管由发射极(551c)链接到测量电阻器(552)的 一端上，由集电极(551a )链接到功率模块(540 )的每个晶体管(541) 的基极(543)上，及由也链接到测量电阻器(552 )的另一端上的基 极(551b )链接到功率模块(540 )的每个晶体管(541)的发射极(544 ) 上，其中，电流强度控制模块(550)可用来减小通过如下发射的电 流强度(i) 只要电流强度(134)略微地超过阈值(135)就在功率模 块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)与发射极(544)之间 产生电流，在功率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543) 与发射极(544 )之间的电压减小具有引发在功率模块(540)的每个 晶体管(541)中的电阻的效果，并因而减小在输出端(590)之间的 电压(130);(ii) 一旦电流强度(134)已经下降到阈值(135)以下，在功 率模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543)与发射极(544) 之间就不再产生任何电流。
32. 根据权利要求28所述的装置，其中，每个功率模块(540) 包括至少一个IGBT型晶体管(541)。
33. 根据权利要求28所述的装置，其中，每个功率模块(540) 包括至少一个MOSFET型晶体管(541)。
34. 根据权利要求28所述的装置，其中，每个脉冲放大器电路 (520、 560)包括如下元件(i)直流电压发生器(560)，产生到功率模块(540 )的每个 晶体管(541)的基极(543)的在幅度(U130a)下的电压(661); 和Oi)用于要求信号的发生器电路(520)，用来根据包括由装置 (510)产生的方形脉沖系列的信号(611)分割电压(661)，包括 如下元件(a) 光-隔离器(521),它用作开关，并且根据包括方形脉 冲系列的信号(611)的脉冲，用来短路功率模块(540)的每个晶体 管(541)的基极(543 )和发射极(544)，并因而在两个脉冲之间 的时段(131)期间致使发射电流(134)在发生器的输出端(5卯) 处为零，(b) 晶体管(523 )，它用作开关，并且根据包括通过光-隔 离器(522)得到的反相方形脉沖系列的信号(611)的脉冲，用来把 功率模块的每个晶体管(541)的基极(543)的电压接地(526)，(c) 电阻器(524)，在20千欧与560千欧之间，位于直流 电压发生器(560)与开关晶体管(523)之间，(d) 电阻器(525)，在IO千欧与470千欧之间，位于功率 模块(540)的每个晶体管(541)的基极(543 )与开关晶体管(523) 之间。
35. 根据权利要求28所述的装置，其中，每个脉冲发生器电路 (1000)具有适于收集关于发射信号和电流的信息、并且把它传送到计算机装置(510a)的控制装置(570 )，该计算机装置(510a)在 异常或最大电流强度阈值超调的情况下，可自动地进行如下动作之(i) 使用电路(538)在电流到达功率模块(540)之前停止电流，(ii) 停止信号(611)的产生，(m)把错误情形发信号给操作者， (iv)采取任何预编程逻辑动作。
36. 根据权利要求26所述的装置，其中，在发生器的输出端(5卯) 处的发射脉冲以如下方式进行表征(i) 发射脉冲的电压(130)相等和恒定，且小于500 V，(ii) 在发射脉冲之间的间隔(131)的持续时间相等，并且在l 与150ms之间，及(iii) 发射脉冲的持续时间(132)相等，并且在l与100ms之 间，及(iv) 在每对电极(100、 101)之间产生的场在5与500 V/cm 之间，及(v) 在场正在被输送的每个瞬时输送的电流强度(134)小于5 安培，及(vi) 对于每个系列的发射脉冲的总数(133)小于25，(vii) 同时发射的系列数小于16，及(viii) 发射系列的总数小于32。
37. 根据权利要求26所述的装置，其中，电极装置(23)包括 两根侵入电极，每根电极均被链接到发生器的输出端(590)上；和 注射活性剂的装置，注射活性剂的装置包括在中等深度处位于两根侵 入电极的中心处的注射针，其中，电极和注射针平行，使用不导电的支架(41)组装和接合在一起， 及电极具有相同深度。
38. 根据权利要求26所述的装置，其中，电极装置(23)包括:(i) 第一组电极，包括中央侵入电极(ll)，并且用作用来注 射活性剂的针，其中电极被链接到脉沖发生器电路(1000)的零终端(590a)上，及(ii) 第二组电极(10)，包括近似位于圆上的外部侵入电极， 其中中央电极(11)位于圆心处，外部电极(10)彼此等距，每根外 部电极(10)链接到脉冲发生器电路(1000)的另一个终端(外0b) 上，其中，两组电极是平行的，具有相同深度，使用不导电的支架(41) 组装和接合在一起。
39. 根据权利要求38所述的装置，其中，第二组电极(IO)包 括四根侵入电极。
40. 根据权利要求38所述的装置，其中，第二组电极(IO)包 括三根侵入电极。
41. 根据权利要求38所述的装置，其中，第二组电极(IO)包 括两根侵入电极，所述装置的三根电极对准。
42. 根据权利要求26所述的装置，其中，每个电极装置(23) 的侵入电极使用不导电的支架(41)接合在一起，并且其中，每个电 极装置(23)也包括具有隔室的外壳(6)，该隔室用来容纳接合的 电极、注射活性剂的装置及包含活性剂的储箱(1)，外壳允许正确 地处理电极和提供在每组电极与其输出端(5卯a、 590b)之间的电链 接。
43. 根据权利要求42所述的装置，其中，外壳(6)具有用来把 侵入电极(IO、 11)依次驱动到组织中预定中等深度的装置，并且具 有用来在止动位置处注射活性剂的装置。
44. 根据权利要求26所述的装置，其中，穿入组织中的每个电 极装置(23)的侵入电极的上部由电绝缘体(15)覆盖。
45. 根据权利要求26所述的装置，只包括一个脉冲发生器电路 (1000)，把单个脉冲系列同时发射到链接到单个电极装置(23)上的两个终端(590)。
46. 使用根据权利要求24所述的装置实施的方法，用来改进活 性剂分子进入人或动物对象的组织的细胞中的体内穿透，所述方法包 括如下步骤(1)把电气链接到脉冲发生器(21)的第一终端上的至少一根 电极和电气链接到脉沖发生器(21)的第二终端上的至少一根电极放 置成与组织相接触，并且把活性剂(36)注射到组织中， (2)通过发生器(21)输送方形单极电脉冲，其中根据电极之 间的距离计算所述脉沖的幅度以在电极之间创建电场(12)，电脉冲 的至少一部分具有如下特征(a) 脉冲在几何形状方面被定义成使得对于每个脉沖关于要 求电压的电压变化(vl、 v2)小于要求电压的5%，(b) 脉沖在几何形状方面被定义成使得每个脉冲的上升阶段 的持续时间(tl)和每个脉沖的下降阶段的持续时间(t2)小于脉冲 持续时间的5%。
全文摘要
用来改进进入细胞中的分子的体内穿透的装置，包括方形单极电脉冲的发生器、电气链接到发生器上的电极装置及把活性剂注射到组织中的装置(8)。发生器适于按照要求脉冲的形式产生包括在PWM(脉宽调制)模式中在低和恒定电压下的一个方形脉冲系列的信号(611)。信号用来划分由直流电压源(530)输出的恒定电压电流(631)，并且产生具有要求电压(130)的电流(641)。
文档编号C12N13/00GK101374569SQ200680050727
公开日2009年2月25日 申请日期2006年11月13日 优先权日2005年11月14日
发明者Y·舍尔曼 申请人:斯菲尔根公司