TWI239855B - Electrode assembly for constant-current electroporation and use - Google Patents

Description

1239855 玖、發明說明 發明所屬之技術領域 本發明係一種模組化電極系統及其應用，其作用在於 使巨大分子導入肉體或者植物中選定的組織裏變得容易。 該模組化電極系統包含一個針狀電極束，一根皮下注射 針，一個連接可程式固定電流脈衝控制器和針狀電極束的 用於電傳導連接的電連接器，和一個電源。在本發明的一 較佳實施例中，操作人員能夠抓住安裝在支撐結構上的針 狀電極束，並將這些針狀電極束牢牢地插入肉體或者植 物，然後巨大分子就通過皮下注射器針頭輸送到選定的組 織中。啓動可程式固定電流脈衝控制器，固定電流電脈衝 就施加在針狀電極束上。針狀電極束上所施加的固定電流 電脈衝有助於將巨大分子導入電極束之間的細胞中。限制 電流在不會導致細胞過度發熱的電平，可防止細胞因過度 發熱而死亡。 先前技術 槪括地講，電穿孔（技術）就是通過利用貫穿細胞膜 的電場脈衝誘導生物隔膜中的微通道（即毛孔）。這些毛孔 通常稱作“電孔” （electropore)。由於存在這些毛孔， 巨大分子、離子和水通過它們可以從隔膜的一側到達另一 側。因此，電穿孔（技術）已經被用來向多細胞組織中導 入藥物、DNA或者其他分子。然而，在生物機體中使用電 穿孔存在幾個問題，其中包括因發熱和“電孔”無法重新 1239855 恢復（縫合）而導致細胞的死亡。藥物和巨大分子的有益 效果因先前技術的缺陷（産生過多的熱量導致細胞的死亡） 而受到了極大的限制。 爲了更好地瞭解電穿孔的過程，有必要看一些簡單的 方程式。在植入一個組織中的電極間施加一個電位差（電 壓）時，就産生一個電場（“E”），其爲所施加的電壓 (“V” ）除以電極之間的距離（“d” ）。 E = V/d 用公式描述藥物或者巨大分子導入實驗物件組織中的 電穿孔協定時，在先前的技術中電場強度E就已經是一個 非常重要的値。給定電壓後，電場強度與電極間的距離成 反比，即電極間的距離減小，則電場強度增大。然而，値 得提醒的是，在組織中用絕緣的電極也可以産生電場（也 就是說，離子流並不是創建電場的必要條件）。儘管不希望 受理論的束縛，但是在電穿孔中還是由離子流打開電孔， 使得分子導入到實驗物件的細胞中。導體或者介質中具有 電位差的兩點之間的電荷流被稱作電流。電極之間的電流 由組織中的離子或者帶電粒子形成，組織和病人不同，電 流可以發生變化。此外，從電脈衝開始到其結束，在電極 之間組織中的導電離子流可發生變化。 組織中的電傳導離子占的比例小時，電阻增加，則會 産生熱殺死細胞。歐姆定律表達了電流（“Γ )，電壓 (“V”）和電阻（“R”）之間的相互關係：

R = V/I 7 1239855 兩個電極之間組織的電阻根據其中的帶電粒子的不同 而不同，因此，從電脈衝開始到電脈衝結束，組織的電阻 是變化的。 發熱是電極間阻抗（也就是電阻和電抗的組合，以單 位歐姆計）的産物，其與電流、電壓和脈衝持續時間的乘 積成正比。發熱也可以表示爲電流的平方、電阻和脈衝持 續時間（t，時間）的乘積。例如，電穿孔期間支援組織中 産生的發熱或者能量（w)可以如下的方程式來表示： W = I2Rt 槪括地講，先前的技術是將金屬電極與組織以接觸的 方式放置，在電極上施加預置電壓短脈衝，刺激細胞使隔 膜上的毛孔暫時張開。現在描述電穿孔的協定是用所得到 的電場強度E (其取決於與電極之間的距離成比例的電壓 短脈衝）來確定，而不考慮電流。因此，不能爲被電穿孔 的組織確定電阻或者發熱，這導致利用不同的脈衝電壓電 穿孔協定會獲得各種各樣的結果。當然，有效的電穿孔協 定和引起細胞死亡的電穿孔協定之間，其電壓脈衝的上限 振幅間的差異非常小。另外已經觀察到因短電壓脈衝的上 限振幅而引起的細胞生熱和細胞死亡之間的確切關係。因 此，電極之間細胞的過度發熱被認爲是導致任何已給出的 電穿孔電壓脈衝協定無效的主要原因。此外，電極間的電 流（而不是電壓）被用作評判任何已給出的脈衝發生協定 是否有效的主要決定因素。 當電流傳輸給實驗物件的細胞後，可用電荷（“Q”） 1239855 來精確描述電量，即電流（“r )和時間（“t”）的乘 積，公式如下： Q^It 如果電流不固定（先前的電穿孔器就是這樣），Q則爲 I的時間積分。在這方面，帶電粒子（如果它們是離子或 者分子）表現的方式類似。例如，當由銀離子沈澱在一個 電極上來確定電荷的標準單位（庫侖）時，只有電荷（如 上面所定義的那樣）是重要的。必須提供某個最小的電壓 來産生電流，但是沈澱的離子數量不能由一個預置電壓來 確定。對應地，電穿孔中傳遞給細胞的帶電粒子數量不能 由施加在電極上的電壓來確定。 儘管電穿孔（技術）被廣泛用於實驗室基因轉染，並 因用於非病毒基因治療變得更爲重要，但是由於缺乏預知 電穿孔對細胞的影響的方法尸人以此 此ί,βαΡΛΜ以-刃，它通常被用來通過試湊法尋找 最優化方案。例如實驗表明，在注射質體DNA後，通過在 肌肉上施加電場，質體基因轉移到骨骼肌上的效率能夠得 到顯著改善。然而，這種電轉移是以顯著的肌肉損害爲代 價，這會導致被轉染肌肉纖維的大量損失/#， Signori Ef Wells KEf Fazio VMf Wells DJ. Gene Ther 2001 如心· 。本技術中採用了減少電壓的方 法，其能減少對肌肉的損害，同時運算式也相應簡化，而 被轉染纖維的數量並沒有顯著減少。 電穿孔的有效性受到脈衝強度閥値的限制：脈衝強度 1239855 低於該閥値，電穿孔不會發生；脈衝上限高於該閥値，則 會破壞細胞。 實驗資料表明，由於上限値和下限値的差別很小，因 此很難設計一種有效的使試驗能成功的脈衝發生協定。這 使技術的應用變得困難。 技術中直接有關電穿孔裝置的引用舉例說明了一種電 極裝置和電穿孔的一種活體內方法（vivo method)。相應 地，有許多美國專利申請了電穿孔的具體電極或者方法。 例如，美國專利6, 302, 874系一種用於美容的電力輔助藥 劑表面傳輸（electrically assisted topical delivery of agents for cosmetic applications)的方法和裝置；美國 專利5, 676, 646系一種關於通過電穿孔裝置將分子植入到 一個病人的活血細胞中的流；美國專利6, 241，701和 6, 233, 482描述了一種電穿孔間接傳遞藥物和基因的方法 和裝置。更準確地說，這些專利描述了一種處理腫瘤的電 穿孔治療（“ EPT” ）的方法和裝置，即聯合使用本發明的 電穿孔裝置和促使活體內腫瘤衰退的化療劑來處理腫瘤； 美國專利6,21 6,034描述了一種有關電穿孔治療組織，設 計一組針狀電極的方法；美國專利6,208,893描述了一種 電穿孔裝置，其有一個用於連接的電極模板；美國專利 6, 1 92, 270描述了一種裝置的電極裝置和一種貫穿表面 (trans-surface)傳輸分子的方法。美國專利6, 181，964 描述了一種最低限度入侵，利用電穿孔將藥物和基因輸送 到組織中的裝置和方法，利用該發明中描述的電穿孔治療 10 1239855 (“ΕΡΤ” ），聯合使用該發明的電穿孔裝置和促使活體內 腫瘤衰退的化療劑來處理腫瘤；美國專利6, 1 50, 148描述 了一種在電穿孔過程中控制溫度的電穿孔裝置，方法是根 據用戶確定的脈衝發生和溫度曲線圖來産生並施加一個電 場；美國專利6, 120,493描述了一種利用電場電穿孔裝置 導入治療劑的方法；美國專利6,096, 020描述了一種根據 用戶確定的脈衝發生圖産生並施加一個電場的電穿孔方法 和裝置；美國專利6,068,650描述了一種選擇性地應用針 的組合形式來進行活體內電穿孔治療的方法；美國專利 5, 702, 359描述了一種將電穿孔應用于病人局部身體的電 極裝置，其利用感測器檢測出電極末端之間的距離，産生 一個與所述電極之間的距離成比例的一個距離信號，裝置 對該距離信號作出回應，在電極上施加與所述電極間的距 離成比例的強振幅電信號。所有這些引用過的專利在這裏 都以引用的形式倂入本文。 前述的專利和許多其他描述的電穿孔裝置和方法在應 用時都是在電極間施加一個預置電壓。由於嵌入到組織中 的電極間的阻抗隨病例（case)或者組織的不同而發生變 化，因此一個預置電壓不會産生預定的電流。因而，先前 的技術不能提供一種能確定通過細胞的電流量的裝置，其 限制了電穿孔技術的使用。正是由於這個原因，傳統的電 穿孔裝置在組織中會産生大量的熱量，容易殺死細胞。例 如，通常電流爲5安培的一個50ms的電脈衝經過25歐姆 的負載阻抗時，從理論上講組織中的溫度將增加7.5°C， 1239855 這足以殺死細胞。與此相反，固定電流系統中功率消耗減 少，並防止了組織發熱，這減少了對組織的損害，有助於 過程的完全成功。 先前技術電極中出現的困難其根源在於脈衝能量集中 在陣列的中心，即在沈澱被轉染材料的點處。 結果能量傳送的空間分佈呈不均勻狀態。所以只有那 些電極裝置所圍住的體積中的細胞的一部分被電穿孔。 因此，有必要提供一種裝置，通過精確控制細胞隔膜 中撞擊在管道上的粒子通量，有效控制傳送給電極間的細 胞的電量。 發明內容 本發明的一個目標是提供一種電穿孔電極系統，確保 向隔膜中的組織輸送的電量大小始終保持在上下限之間， 從而增加電穿孔的效率。 本發明的另一個目標是提供一種將電穿孔脈衝定向在 兩個或者多個電極之間的電極系統，這樣任何兩個電極之 間連成的直線就不會貫穿被注射的巨大分子的中心。這將 使受到電激勵和沒被電穿孔的細胞，和因過度電激而被損 害的細胞的數量降到最低，同時使這些電極之間受到充分 電激並因此被電穿孔的細胞的數量達到最大。 本發明的另一目標是提供一種小型密封單元藥劑載 體，該載體的輸入端可連接標準luer或者其他幾何形狀的 注射器或其他適當的注射發明。此外，該載體的輸出端可 1239855 連接一個標準luer或者其他幾何形狀的皮下注射器針頭 或其他適當的導引裝置。該載體能夠附加在一個容納鹽水 或者其他適當的灌注液的注射器上，並附在針頭的另一 端，這樣鹽水就將容器中所有昂貴的巨大分子輸送到活組 織中。 本發明的另一目標是提供一種使脈衝能量分佈均衡的 電穿孔電極系統。 本發明的一個具體實施例屬於一種便於將巨大分子導 入到肉體或者植物中一個選定的組織中的模組化電極系 統。該模組化電極系統包含一個針狀電極束，一根皮下注 射針，一個連接可程式固定電流脈衝控制器和針狀電極束 的用於電傳導連接的電連接器，一個交流或者直流電源。 針狀電極束安裝在支撐結構上，用於穿透選定的組織。在 本發明的一較好的實施例中，用注射器將巨大分子注射到 選定的組織中。針狀電極束和支撐結構共同組成了一個針 狀電極裝置，其可安裝在一個非傳導用的手柄上。手柄中 有一個連接針狀電極裝置和固定電流脈衝發生器子系統的 電連接器。手柄設計來爲用戶提供一種將針狀電極裝置 插入到選定的組織中的簡便裝置。利用可任意使用的針狀 電極裝置，一個帶有針頭的單劑量巨大分子注射針筒和易 於快速安裝在手柄上的特點，用戶可以快速安裝或者拆卸 針狀電極裝置。 固定電流脈衝發生器子系統至少在針狀電極裝置的任 何兩個電極之間提供固定的電流脈衝。固定電流脈衝發生 13 1239855 器子系統能夠向組織的某個區域輸送一個分散的固定電流 脈衝，這樣電穿孔時點的交疊就不會形成。此外，使用固 定電流脈衝技術比先前的技術多幾個優點，其中一個優點 是減少發熱，從而減少被電穿孔組織的死亡。本發明的另 一個實施例是可使整個模組化電極系統易於便攜，並用電 池組作爲電源來工作。 本發明的另一個實施例是一種易於將巨大分子輸送到 植物或者肉體中選定組織中的方法。簡而言之，操作人員 能夠抓住安裝在支撐結構上的針狀電極束，並將這些針狀 電極束牢牢地插入肉體或者植物，然後巨大分子就通過皮 下注射器針頭輸送到選定的組織中。啓動可程式固定電流 脈衝控制器，固定電流電脈衝就施加在針狀電極束上。針 狀電極束上所施加的固定電流電脈衝有助於將巨大分子導 入電極束之間的細胞中。通過將固定電流維持在某個臨界 値之下，可以防止細胞因過度發熱而死亡。 實施方式 這裏用到的術語“電流”指具有電勢的兩點間的介質 或者導體中的電荷流或者電荷流的速率，其中電流通常以 單位安培來表示。 這裏用到的術語“安培”是衡量電流強度的標準單 位，即導體或者導電介質中電荷流的速率，爲每秒1庫侖。 這裏用到的術語“庫侖”指電荷以米、千克和秒組成 的單位，大小等於6.28 X 1018個電子的電荷，即1秒中 14 1239855 通過導體1安培的電流。 這裏用到的術語“電壓”系指電動勢，或者電勢差， 以伏特爲單位，其爲電動勢或者一個電場中兩點之間的電 勢差的實際單位，其要求將用1焦耳的功將1庫侖的正電 荷從低電勢端移動到高電勢端。 這裏用到的術語“功率”系指一種體力（或能量）或 者機械力（或能量）；在做功或者能起做工的力或者能量， “電能、水能”。 這裏用到的術語“阻抗”系指一個電路對單頻率的交 流電産生的總“阻力”：它是電阻和電抗的組合，用單位 歐姆來衡量 這裏用到的術語“場”系指在指定點通過一個空間區 域的物理量。 這裏用到的術語“快速釋放機構”系指任何連接裝 置，其可安全固定針狀電極束，並可快速與固定電流發生 器子系統分離。當安全固定針狀電極後，快速釋放機構也 維持與固定電流脈衝發生器子系統的電連接。在工程技術 中有許多有名的不同類型的快速釋放機構。 這裏用到的術語“振幅”系指一個振幅量的最大範 圍，如交流電或者鐘擺的擺動，通常以平均値（或者中間 値）與極限値來衡量。它表示某件事延伸的度、數量或者 富餘値。 這裏用到的術語“頻率”系指每單位時間周期振蕩、 擺動或者波動的次數，通常以赫茲表示。 15 1239855 這裏用到的術語“巨大分子”系指核酸序列、蛋白 質、脂肪、微泡（比如，載藥囊）和藥劑。 本發明系一種模組化電極系統及其應用，其作用在於 使巨大分子導入肉體或者植物中選定的組織裏變得容易。 該模組化電極系統包含一個針狀電極束，一根針，一個連 接可程式固定電流脈衝控制器和針狀電極束的用於電傳導 連接的電連接器，以及一個電源（交流電源（AC )或者直 流電源（DC ))。在本發明的一較佳實施例中，操作人員能 夠抓住安裝在支撐結構上的針狀電極束，並將這些針狀電 極束牢牢地插入肉體或者植物中選定的組織裏，然後巨大 分子就通過針輸送到選定的組織中。啓動可程式固定電流 脈衝控制器後，在針狀電極束上就施加了固定電流電脈 衝。針狀電極束上所施加的固定電流電脈衝有助於將巨大 分子導入電極束之間的細胞中。由於細胞的過度發熱而導 致的細胞死亡，可通過利用植入到可程式固定電流脈衝控 制器中的一個阻抗計來防止。在固定電流脈衝期間，若選 定的組織中的阻抗增加，根據要維持固定電流的要求，需 要降低功率，這樣就可以避免細胞因過度發熱而死亡。因 此，使用一個固定電流脈衝比先前的技術的優點多。

在電穿孔中出現的如下現像相信在所有的案例中都相 同，但是沒有對産生所觀察到的效果的確切機構進行說 明。儘管不想受理論的束縛，在細胞受到電脈衝作用後， 電穿的效果明顯表現爲細胞隔膜變得暫時可透過大分子。 在細胞壁上有管道通過，在正常情況下，維持著ca. 90 mV 1239855 貫穿細胞膜靜電勢，其允許離子雙向移動。 儘管不想受理論的束縛，電穿孔技術利用了相同的結 構，迫使高離子流通過這些結構並打開或者擴大管道。在 先前的技術中，金屬電極與組織接觸放置，同時在電極上 施加預置電壓（與電極之間的距離成比例）。用於電穿孔的 協定根據合成（resulting)場強度公式£ = 來確定，其 中（“ E”）爲場，（“ V”）爲施加的電壓，（“ d”）爲電極間 的距離。 在用公式描述藥物或者巨大分子導入實驗物件的組織 中的電穿孔協定時，電場強度E在先前的技術中就已經是 一非常重要的値。因此，通過施加與電極間的距離成比例 的預置電壓脈衝，計算各種協定的任何電場強度是可能 的。然而，値得提醒的是，用絕緣的電極在組織中也可以 産生電場（也就是說，離子流並不是創建電場的必要條 件）。儘管不希望受理論的束縛，但電穿孔成功的必要條件 是電流，而不是電場本身。 在電穿孔的過程中，所産生的熱量是電極間的阻抗與 電流的平方和脈衝時間的乘積。電穿孔期間在組織中産生 的熱量也可由電極間的電流與電壓和脈衝時間的乘積得 到。現在用於描述電穿孔的協定是根據合成場（resulting field)的強度E來確定，其中E由未知電流的短路電壓 (short voltage )決定，因此不能確定一個組織的電阻和 其中産生的熱量，這導致用不同的具有預置電壓的脈衝電 壓電穿孔協定，會獲得各式各樣的結果。限制穿過電極間 17 1239855 的細胞的發熱的性能能夠增加任何給定電穿孔電壓脈衝發 生協定的有效性。例如，先前的技術講述了利用一 6針狀 電極的一個陣列，其在對置的電極對間利用了一個預置電 壓。這種情形在進行電穿孔期間，如圖1所示，在相同的 和交叉重疊點形成的區域形成了一個集中的圖案，可用一 個星型圖案來顯示。沿著電穿孔路徑的細胞和組織的過度 發熱將殺死細胞，並限制了協定的有效性。然而，在進行 電穿孔的過程中，對稱佈置的針狀電極（沒有對置電極對） 在沒有相同的電穿孔重疊點形成的區域，能夠産生一個分 散的圖案。圖2顯示了這種對稱示例，其中顯示了與五邊 形相似的電穿孔的分散的圖案區域。 控制電極間的電流可以確定細胞的相對發熱 (relativeheating)。因此，是電流而不是電極間的電壓 確定了任何給定脈衝發生協定隨後的有效性。預置電壓不 産生預定的電流，並且先前的技術沒有提供一種確定電流 確切大小的方法，這限制了技術的有效性。因此，控制和 維持兩個電極間的組織中的電流在一個閥値之下，將允許 操作人員改變脈衝條件，減少細胞的發熱，死亡的細胞也 因之減少，和預置電壓脈衝相比，其能更有效地將巨大分 子倂入到細胞中。 本發明的一個實施例通過精確控制細胞隔膜中撞擊在 管道上的粒子通量，提供了一種精確控制傳送給電極間空 間中細胞的電量的方法，上面所述問題得以克服。因此， 傳送給組織的精確電量可以通過計算電流電平、脈衝持續 18 1239855 時間和傳送的脈衝數的乘積得到。爲了實現這樣一種固定 電流裝置，必須考慮一種與一個特殊設計的電路（如圖5 所示）相連的電極裝置（如圖3和4所示）。 本發明的一個目的是提供一種方法，將電穿孔電流沿 多個路徑輸送給許多組織，從而不引起在任何一個位置累 積電流的過度集中，因此而避免因組織的過熱而導致細胞 死亡。例如，一個特殊脈衝的最大能量傳送將在沿連接兩 個電極的線上進行。先前的技術中，電極以（電極）對的 形式出現，並且將電壓脈衝傳送給對置極的配對極上。因 此，一個特殊脈衝的最大能量傳送將在沿連接兩個電極的 線上進行。上面講述了先前技術的電極中能量傳送路徑的 一個示例，如圖1所示，其利用了具有一個中心電極的三 對放射狀電極。能量分佈在電極的中心點處交叉，這會導 致不必要的發熱，降低了細胞的存活可能。 本發明的一個實施例的電極以放射狀和對稱形式佈 置，但和先前技術的佈置形式不一樣，其電極數爲奇數， 且不在對置的對中（參見圖2 )。從一個電脈衝發生器終中 將一個電脈衝發送給任何兩個電極，會産生一個與多邊形 極爲相像的圖案。硏究一下這個圖案可看到，在組織中分 子的中心受轉染最曆害的地方，環繞陣列中心的是一個呈 五邊形的五點星（five-point star)電脈衝。儘管不想受 理論的束縛，造成差異的本質並不是因爲電極的個數爲奇 數，而在於電流路徑的方向。採用先前技術佈置，所有脈 衝産生的電流都通過裝置的中心。累積劑量（dose )，也就 1239855 是發熱的影響因之而集中在中心，使得週邊的劑量快速下 降。若以“五點星”的方式排列，則劑量就分佈得更爲均 勻，分佈的面也更廣。例如，若電極以五個電極陣列的方 式排列，脈衝或許就依次施加在電極1和3上，接著3和 5上，接著5和2上，然後2和4，然後4和1上。然而， 由於電極之間的組織是一個容積導體，沿著平行線存在一 定的電流強度，其隨著離中心線距離的增加而不斷變弱。 脈衝序列的累積效應導致傳送給組織的能量分佈更爲均 衡，這增加了已經被電穿孔的細胞在電穿孔過程中存活的 可能性。 參看圖3,其顯示了一個與本發明的實施例一致的針 狀電極裝置。該針狀電極裝置包括一^個針狀電極束3和一* 個滑動導針板6,其中針狀電極束3由針狀電極1的一個 固定架支撐。在針狀電極的環形陣列的中心是一個注射器 2，用於向組織中注射巨大分子，其不與可程式電流脈衝控 制器5進行電連接。每根針狀電極與4電連接，4與可程 式電流脈衝控制器5電連接。一旦所有的針狀電極插入一 個特殊組織中的深度調節合適後，抓緊固定架，將針狀電 極插入到正確的組織中。爲了防止裝置壓入組織時發生彎 曲，這裏使用了一個滑動導針板。針狀電極1與可程式電 流脈衝控制器5之間爲電連接。通過套管2，恰當數量的 巨大分子就被輸送給針狀電極陣列中心的組織。 我們知道，在先前的技術中，産生的電壓脈衝的性質 由組織的性質、選定組織的大小和電極之間的距離來確 20 1239855 定。電壓脈衝最好是盡可能同質並且振幅正確。過高的場 強會導致細胞的溶化，反之’場強低會導致電穿孔的功效 低下。先前的技術發明利用電極之間的距離來計算電穿孔 的電場強度和預置電壓脈衝’這需要知道電極間的距離， 這對電極的設計來說是一個限制。由於可程式電流脈衝控 制器需要確定電極之間大量組織的阻抗，因此電極之間的 距離並不是決定適當電流脈衝的關鍵因素。因此，針狀電 極陣列圖案的可選實施例將是非對稱的。另外，所屬技術 領域的技術人員只要不背離本發明的思想和範圍，可以想 像任何數量合適的對稱或者非對稱的針狀電極陣列。在一 個陣列內部和在要求的組織中，每個電極的深度彼此可以 不同。另外，可以向針狀電極陣列添加電穿孔多次注射的 位置。 如上所述針狀電極裝置，使電極能夠定位在腫瘤中或 者其附近，不必爲了計算電場或者電壓脈衝而需確定電極 間的距離。因而，本發明的另一個實施例是簡化的電化學 療法。 發送的電流強度、脈衝持續時間和脈衝數量可由操作 人員決定，並不因不同組織，或者不同案例電極阻抗的變 化而變化。因此，由於固定電流裝置固有的可重復性，可 建立有效的電穿孔協定。 該方法也提供一種簡單的裝置，用於確定受到電脈衝 作用的組織的溫升。量出的電極間阻抗與電流的平方，以 及累積的脈衝持續時間的乘積，是衡量所傳送的總能量的 21 1239855 尺度。在知道電極所包圍的組織的體積和組織的比熱後， 該量可轉換爲攝氏溫度。例如，組織中溫度“τ” ，攝氏溫 度）的升高爲電阻（“ R” ，歐姆），電流（“ Γ ，安培）， 脈衝持續時間（“t” ，秒），以及換焦耳和卡之間的換算 因數（“K” ）的乘積，即Γ = 。 進行電穿孔時，在先前技術系統中的電極上施加了一 個預置電壓後，由於細胞的滲透性增加，電極間的阻抗降 低，所以電流增大，這會導致過度的溫升，致便細胞死亡。 例如，利用傳統電穿孔的常用値，假定電極包圍的體積爲 1立方釐米，組織的比熱接近於1，平均電流爲5安培的 50 mS脈衝通過25歐姆的典型的負載阻抗時，溫升大約爲 7.5 C。這表明在連續的脈衝之間必須有足夠的延遲，以 便實驗物件的循環系統散去足夠多的熱量，使累積的溫升 不會導致被電穿孔的組織遭到破壞。 固定電流的優勢在於其可以防止振幅達到破壞細胞的 程度。一個預置電壓裝置中的電流能夠達到破壞細胞的強 度，並且操作者不能防止這種情形發生。一個固定電流裝 置事先將電流設置在一個閥値之下，在該閥値之下細胞死 亡不會發生。電流的精確設定取決於電極的組態，必須用 實驗方法來確定。然而，一旦設定了適當的電平’就可保 證不同案例中細胞都能存活。 考慮了一種特別設計的電路並在下面做了描述，其略 圖如圖5所示。儘管實現這樣一個電路的構件可用任何一 個電子技術領域的技術人員都知道的技術來完成’但是圖 1239855 5中的區組設計（block design)要求向一個電穿孔裝置 傳輸一個固定電流，這要求設計者深入洞察電流如何影響 活細胞。 在圖5中，電極裝置22與選擇開關26相連，選擇開 關26將電極以任意序列與電阻表28相連，由控制器46 控制。開關26也能將電極與電流開關32連接，其將電流 脈衝由固定電流源42向電極發送。固定電流源42工作所 需要的電壓由高電壓供電源48産生，控制器工作所需要的 電壓由低電壓供電源24産生。兩個供電源的能量都由電池 52提供。 用戶可進行設置的輸入設備34、36和38爲用戶提供 了分別確定電流電平、脈衝持續時間和脈衝數量的裝置。 當電極在原始位置時，通過啓動一個旁（arming)電路， 指令控制器測量電極間的阻抗，ENABLE按鈕56就啓動裝 置工作，按下START按鈕開始産生脈衝。 脈衝産生的行爲由脈衝調製發光二極體64 (PULSING LED 64)的閃爍和聲頻報警器66的同步啓動來顯示。 ENABLED (啓動）狀態或者PULSING (發生脈衝）狀態 在任何時候都可以通過按RESET (重置）按鈕60來中斷。 該行爲停止脈衝的發生，關閉LEDs 64、62、54和聲頻報 警器66,並將控制器重置到初始狀態。如果不中斷PULSING 狀態，控制器46命令固定電流源42、電流開關32傳送電 流脈衝的強度、持續時間和數量給電極22，就如輸入設備 36、38和34的設置所確定的一樣。 23 1239855 圖5中的構件可由最新的技術來實現，任何電子領域 的技術人員都知道該技術。例如，控制器46可包括一個微 處理器，一個微控制器或者分立積體電路。同樣，選擇開 關26和電流開關37可以是機電開關或半導體開關。固定 電流源42可以包括分立元件或者通用件ASIC (Application Specific Integrated Circuit，專用積體 電路）。電穿孔脈衝之後，組織的阻抗顯著下降，此時要求 增加電流。 要使電路獲得一個要求的電流脈衝，需要考慮許多變 數。例如，Power*供電源24和42可能利用線性電路技術 或者整流（switching)技術。電池52可能使用凝膠細胞 (gel-cell )或者鋰離子技術輸入裝置34、36和38，其 可能包括電位計或者數位開關，可由控制器46讀取。本發 明要求電源能夠傳送大約0.005kV到lkV範圍之內的功 率，具體大小根據需要而定。電極裝置22可能包括適於插 入到組織中的針狀電極（金屬或者非金屬），設計來與皮膚 電接觸的電極，或適合於插入到包含待處理材料的容器中 的電極。 圖6顯示了控制器處理操作員的輸入的序列。其他的 序列和預置參數，比如脈衝之間的時間間隔，都可在本發 明的範圍內實現。 實例1----原型規格和操作說明 本發明的一個實施例是模型XEP-10G電穿孔原型。其 24 1239855 具有117伏特的輸入功率，利用面板開關可選擇1GG到 200之間的輸出電壓，脈衝電壓精度爲正負2% ( ±2%)。該 裝置的輸出電流爲8安培（在25歐姆的負載中）。輸出電 流保險絲爲15A slow blow。脈衝發生的頻率爲1 Hz，脈 衝持續時間設置爲50 mS。8 Μ的最大泄漏電流將防止潛在 的重大意外輻射（accidental exposure)。脈衝組態爲6 個交變極性的連續脈衝。原型的尺寸爲15 X30.5 X34 cm，重6. 2 kg。裝置放在一個防震防水的盒子中。 已經構造了組合電穿孔系統的XEP-1 00原型，其便於 將巨大分子導入到肉體或者植物中的選定組織的紐胞中， 下面同時講述了原型操作工序的協定。最初，一個針狀電 極裝置與一個固定電流脈衝發生器子系統圖7相連。該針 狀電極裝置（如圖3所示）適合於通過一皮下注射器針頭 輸送巨大分子，通過一個針狀電極束向選定的組織發送一 個固定電流電脈衝。將一個電連接器（圖4)構造爲一個 手柄，提供對脈衝控制器（圖7)和針狀電極的電傳導連 接，並設計得易於安裝針狀電極裝置。本發明的一個實施 例是預想一個操作人員抓住手柄，並將安裝好的針狀電極 裝置牢牢插入到實驗物件中選定的組織裏。於是巨大分子 通過皮下注射器針頭輸送到實驗物件中選定的組織裏，同 時啓動可程式電流脈衝控制器將分配一個固定電流電脈衝 到針狀電極束中。固定電流電脈衝爲一個分散的電穿孔事 件，在沒有形成相同的電穿孔重疊點的某個區域上發生， 這樣可以使細胞和組織不過度發熱和受到損害就可以將巨 1239855 大分子導入到實驗物件的細胞中，如上面圖1和圖2中所 述。 如圖7所示，電穿孔事件首先是插入針狀電極組合裝 置和將巨大分子導入到一個實驗物件的一個肌肉組織中。 將XEP- 100樣機上的電壓選擇開關（VOLTAGE SELECTION SWITCH) ( 1 )設置到想要的電壓10GV或20GV上。下一步 打開XEP 100樣機的電源開關，白色LED (11)變亮確認電 源開通。操作人員需要等待5秒鐘電路才能變得穩定。在 此間隙，ENABLE按鈕（1 )不起作用。如果操作人員已做 好準備使用儀器，就： 1) 按ENABLE (1)(啓動）按鈕。橙黃色LED (8)變 亮表示可以開始産生脈衝。 2) 按START(2)(開始）按鈕啓動脈衝調製。一個閃 爍的藍色LED標記每一次脈衝。6次脈衝後，橙黃色 “ENABLED” LED (啓動發光二極體）和藍色“ PULS ING” LED (脈衝調製發光二極體）熄滅。 按RESET ( 0 )(重置）按鈕可在任何時候打斷該過程。 重置後，必須過5秒鐘以後才能重新開始正常的操作。因 爲脈衝的間隔爲1秒，START (開始）按鈕可能得抑制1 秒鐘的時間，以便脈衝調製（脈衝的發生）能與內部時鐘 脈衝同步。在沒有負載或者電極針斷掉的情況下，電穿孔 器受到脈衝作用時，反常的高電壓尖脈衝可能導致脈衝計 數器出現計數錯誤。在重新開始正常的操作前可通過按 RESET (〇)(重置）按鈕來進行補救。此時要求在再次啓動 26 1239855 裝置之前要等候5秒鐘。 電穿孔器本質上是一種危險的裝置，使用它時要極爲 小心。有些特殊的危害要引起特別的主意。例如，皮膚如 果偶然接觸到針狀電極，其上的高電壓能夠導致嚴重的燒 傷。如果皮膚已經觸到了電極，電擊引起的下意識的肌肉 運動可能導致進一步的傷害。在裝置的正常操作過程中， 可能産生電火花，其能點燃爆燃性空氣。當操作員在電極 與地之間形成一個導電通路，“漏電電流”以輸電線頻率 通過人體。當裝置由一個正確接地的電源出口通電時，設 計將該電流的大小限制在2微安培。然而，若裝置與一個 錯誤接地的針相連，電流可能達到8微安培。儘管這些値 低於可能引起心室顫動的閥値80微安培，但還是要在使用 器械時小心不要觸到接地的手術臺。站在導電的地板或者 潮濕的地上時，操作員應該穿上膠底鞋。另外在發送脈衝 時如果兩個電極相碰，或者電極裝置接觸到一個金屬物 體，過電流能溶化電極並噴射溶化的金屬，這會導致嚴重 的灼傷。因此，要小心避免讓電極碰到金屬物體。 實例2——預置電壓及固定電流 爲了展示先前技術和現在技術的優勢，在豬的肌肉中 做了一個電穿孔實驗。先前的技術系統中在電極上施加預 置電壓，電穿孔時電流增大。儘管不想受理論的束縛’但 電流的增加是由於細胞滲透性的增強降低了電極之間的阻 抗。在一次試驗中，針狀電極嵌入到豬肌肉裏，50 mS的 1239855 脈衝傳送給肌肉組織，這導致豬肌肉組織中的電流增加大 約5安培（圖8A)。這會引起過度的溫升並因之導致細胞 的死亡。溫度的升高可以用傳統的先前技術的電穿孔器常 用値來計算，並假定電極包圍的體積爲1立方釐米，組織 的比熱爲接近1，則電流爲5安培的50 roS的脈衝通過一 個25歐姆的典型負載阻抗時，溫升大約爲7. 5°C。這就說 明在連續的脈衝之間有必要增加一個合適的延遲，以便溫 升不會導致被電穿孔的組織被破壞。 相反，一個固定電流系統的優勢在於，可以避免電流 値達到破壞細胞的値域範圍。例如，在一個固定電流系統 中，一個50mS的脈衝導致在組織中不會導致電流的純增加 (圖8B)。因此熱量不存在純增加，這保證了細胞的存活。 因爲電流事先設置在細胞死亡不會發生的水平，故脈衝調 製不能改變電流。 上面的實例顯示了一個預置電壓的脈衝和固定電流的 脈衝通過一個豬的肌肉組織時電流的差異。圖8A表明，當 預置電壓的一個脈衝通過豬的肌肉組織時，電流發生變 化。相反，圖8B表明，由本發明的固定電流系統産生的固 定電流脈衝在一個脈衝期間，在豬的肌肉組織中的電流事 實上維持爲一個固定値。因此，本發明能維持一個固定電 流通過組織，而先前的技術卻不能。此外，在牛的肌肉組 織和鹽溶液完成了相似的實驗。在每個實驗中，所有的結 果都表現出了相同的特徵。因此，脈衝在組織中從正極傳 遞到負極時電流不産生變化。倘若該電流的電壓足夠大， 28 1239855 電流橫穿（通過）能任何和所有的障礙。然而，如果電極 阻抗升到一個非常高的値（電極周圍的組織燒焦後常會發 生這種情況），則固定電流源將用光電，電流也就因之降 低，這將保護組織受到任何進一步的損害，同時保護電穿 孔器免受與電有關的損壞。因此，本發明的電極能夠是短 路的（short-circuited)(舉例來說，當兩個或者更多電 極同時與一個金屬手術臺接觸時發生），不會發生傷害。 儘管注射器注射之後的活體內固定電流電穿孔（技術） 是將巨大分子輸送到實驗物件細胞中的較佳方法，但是其 他將巨大分子輸送到一個細胞器官、一個細胞、一個組織 或者一個有機體中的合適方法，可以作爲一種補充手段與 本發明組合使用。事實上如在此所描述的，任何能夠將巨 大分子導入一個細胞器官、一個細胞、一個組織或者一個 有機體中的方法，或者技術中某個普通的技巧（as would be known to one of ordinary skill in the art)都會b 與本發明組合使用。比如活體內方法以及活體外方法包括 (但是不僅限於）基因槍法（microprojectile bombardment，也有的稱爲微彈法）（PCT申請案第W0 94/09699 和 95/06128 號；美國專利第 5,61 0,042、 5,322, 783、 5,563,055、5,550,318、5, 538, 877 和 5, 538, 880號，每個專利在此以引用的形式倂入本文）；通 過碳化矽纖維激發（Kaeppler等人，1 990年；美國專利第 5, 302, 523號和5, 464, 765號，每個專利在此以引用的形 式倂入本文）；通過土壤桿菌中間轉化（美國專利第 29 1239855 5, 591，616號和5, 563, 055號，每個專利在此以引用的形 式倂入本文）；通過原生質體的PEG中間轉化（美國專利第 4, 684, 61 1號和4, 952, 500號，每個專利在此以引用的形 式倂入本文）通過脫水/中間抑制DNA吸收（by desiccation/inhibit! on-mediated DNA uptake)，和以及 這些技術的任何組合與固定電流電穿孔（技術）一起使用。 本發明的另一個實施例是完成載藥泡囊導入一個實驗 物件特定組織中的一個電融合。利用一個固定電流脈衝來 引起特定組織面的介質被擊穿，以便形成一個通道用於將 藥物和基因從泡囊中傳遞到組織中，然後載藥泡囊被導入 到針狀電極束中間的特定組織中。固定電流脈衝由一個可 程式的電流脈衝控制器産生，其將在針狀電極束的任何兩 個電極之間傳遞固定電流脈衝。該方法將電極之間的阻抗 減到最小，並可以避免細胞因發熱而死亡。該方法也應利 用微泡的電融合將藥物和基因穿過表面組織傳遞（可能）到 血流中，並且如果需要，隨後電穿孔進入深部組織。 需要明白的是，有可能對電極裝置本身進行衆多變更 和修改，但並沒有背離如申請專利範圍第項中所定義的本 發明的範圍和精神。例如另一個實施例，發明提供一種將 巨大分子輸送到構成血管壁的細胞中，或者僅僅是培養物 的細胞中。經過修改，針狀電極排列可轉變爲一個與此處 描述的相同的可程式電流脈衝控制器和電源相連的導液管 電極排列。導液管可放置在一個血管中，於是利用這裏描 述的一個固定電流協定，可以將巨大分子直接傳遞到血管 1239855 壁中，這樣就不會使血管壁過熱或者受到破壞。利用一個 將在針狀電極束的任何兩個電極之間傳遞固定電流脈衝的 可程式電流脈衝控制器來産生固定電流脈衝。該種方法將 導致細胞因發熱而死亡。這樣一種裝置和方法將是一種直 接和更爲規則地向血流中傳遞巨大分子的優良裝置。 由一個可程式電流脈衝控制器産生的固定電流脈衝， 可在使組織不發熱的情況下，在針狀電極束的任何兩個電 極之間傳遞固定電流脈衝。當然使用任何形式的能夠電穿 孔細胞的電磁輻射也都能産生熱量。該技術領域的技術人 員樂於將可程式電流脈衝控制器作輕微改動，變成其他形 式的電磁輻射用於電穿孔，這樣在使用此處和圖4中所描 述的一個控制器時，可將高幅度發熱降低到最小。例如， 誘導細胞穿孔或者細胞融合，一個高功率信號（函數）發生 器能夠産生一個或者多個高功率射頻脈衝施加在電極對之 間。能使用射頻脈衝是因爲其允許場的施加能量可包含多 個傅裏葉（Fourier·)分量，同時誘導細胞穿孔或者融合的 效率高，如美國專利第4, 822, 470號中所示（該專利在此 以引用的形式倂入本文）。然而，組織的發熱也許會發生， 因此本發明的電流脈衝控制器系統的改裝可以允許操作員 對電極之間的阻抗進行監控，並調整射頻以防止電極間組 織的發熱。 設計了 一種使能量分佈更均衡的電極裝置，可以通過 如下的方式達到： 如圖9中所示，在一種導電介質中的電極上施加電壓 31 1239855 時，我們發現與電極連接的線上的點處電流強度最大。 離線距離爲L處的點的電流強度與L成反比。因此，在一 些距離L處，在B點處的電流爲點A處電流強度的一半。 在圖9中勾勒的方案中添加更多的電極會導致一個不 同的能量分佈輪廓。例如，如圖1 0中所示，當兩對電極並 排放置相距2 X L時，在B點虜的合成能量與點A處的 能量相等。通過交錯調整具有峰値回應曲線的個別電路， 這與用於獲得一個具有平坦回應曲線的電濾波器的一種相 似。 槪念可擴展到任何數量的電極。圖11顯示了一個三電 極排列。選擇距離L使在B點處的能量強度爲點A處能量 強度的三分之一。三個脈衝之後（1至2, 2至3和3至1)， 點B接收到的累積能量等於點A處的能量。 隨著排列中電極數量的增加，産生一個能量分佈均衡 的必要距離L也成比例增長。L=k X η，其中η爲電極 數量，k是比例常數。因此，通過選一個較大的電極數目， 就可以包含體積更大的組織。 最佳電極數根據被轉染物質的體積大小，以及其在注 射和電穿孔之間分散的程度來定。 本發明的一個方面是一種導入巨大分子到一個植物或 者動物中一個或者多個細胞中的模組化電極系統。系統的 構成包括安裝在一個支撐結構上的針狀電極束，其中支承 結構的外形適於（針狀電極束）刺入選定的組織。在一個 較佳的實施例中，用一個注射器將巨大分子注射到選定的 1239855 組織中。針狀電極束和支撐結構一起組成了 一種可安裝在 一個手柄上的針狀電極系統。手柄中也包含有一個針狀電 極裝置到一個固定電流脈衝發生器子系統的電連接器。 手柄設計來爲用戶提供一種將針狀電極裝置插入選定組織 的簡便方法。利用可任意使用的針狀裝置和在手柄上的咬 合安裝，用戶可以快速附加和拆卸針狀電極裝置。 本發明的另一個實施例是一種向一個活體或者植物中 選定組織中的一個或者多個細胞導入巨大分子的方法，其 利用了此處描述的模組化電極系統。在本發明的一個較佳 的實施例中，該模組化電極系統和方法可讓操作員抓住固 定電流脈衝發生器子系統的手柄，附加上針狀電極裝置， 並牢牢地將針狀電極插入到選定的組織中。巨大分子於是 就輸送到一個植物或者動物的選定組織中。一個具有特別 設計的巨大分子注射筒的注射器可用於輸送已消毒的巨大 分子的單劑量濃度到一個肉體和植物的組成中。這個巨大 分子注射筒的一個較好的實施例包括一個容納已消毒的巨 大分子的單劑量濃度的一個塑膠容器部分和一個從塑膠容 器部分伸展出的已消毒的空心尖針，其中空心尖針用於在 針插入到肉體或者植物中時，通過空心針尖傳送來自塑膠 容器中的液體。激化可程式電流脈衝控制器將向針狀電極 束發送一個固定電流電脈衝，這樣在沒有相同的電穿孔重 疊點形成的區域，將發生一個分散的電穿孔事件。在分散 的電穿孔區域細胞的滲透性增加，不會使細胞或者組織過 熱或者受到損害，巨大分子就被輸送到實驗物件的細胞 33 1239855 中。本發明的再一個實施例是固定電流脈衝發生器子系統 輕便，允許用戶在獲得電源或在電源中使用一個插頭危險 或者不方便的場合利用電池組。 實例3—一在豬上進行電穿孔 由於不同肌肉具有不同的肌纖維密度、不同的脂肪蛋 白質和膠原蛋白組成、不同的筋膜分佈，以及不同的厚度， 因此就有不同的組織電阻。被注射的質粒表現度水平依賴 於組織的電阻。若被注射的肌肉遭受了相當大的損害，質 粒表現度水平降低。在下面的實例中，所用的動物都用6 針陣列電穿孔系統（200V/cm，6個脈衝，方向可變）進行 注射。 豬中（被注射了 500 meg(微克）的合成助催化劑）分 泌的胚胎鹼性磷酸酶（Secreted embryonic alkaline phosphatase ，SEAP)値——不同骨骼肌中 SEAP( SP-SEAP ) 如圖12所示。 實例4——使用5針和6針陣列電極在豬上進行電穿孔 在豬崽的胸鎖肌（sternocranialis)肌肉中注射500 微克SP-SEAP。注射後使用6 (6N)針基於電壓的電穿孔系 統（在注射後不同的時間點）或者使用本發明的5 ( 5N ) 針電極（參見圖1 3 )的固定電流電穿孔系統。已列出每個 組的使用條件。 在注射之前採集血淸樣品，隨後在5天和1 3天進行注 34 1239855 射。在同樣的時間點記錄重量。SEAP在豬中産生免疫力， 注射（進樣）後7 — 1 0天表現度消失。結果表明固定電流 電穿孔系統顯示出3天至8天之間基於電壓的電穿孔系統 的表現度水平。 圖式簡單說明 圖1是先前技術中的一個電極排列，其將六根電極分 成對置的三對。其還圖示了一個單獨的集中的電穿孔重疊 點，即星形圖案所顯示的中心點； 圖2顯示的是本發明的一個使用了 5根電極的電極排 列。該圖描述了在電穿孔期間一個沒有對置電極對但對稱 佈置的針狀電極排列，如何在沒有形成疊合的電穿孔重疊 點的某個區域上産生一個分散的圖案； 圖3顯示的是一個電極裝置陣列，其具有針頭安裝支 架和滑動導針板； 圖4顯示的是一個電連接器手柄裝置和一個注射 器，其中電連接器手柄裝置上有一個用於裝配針狀電極裝 置的裝配支架。本圖也顯示了可程式電路到針狀電極裝置 之間的電連接； 圖5顯示的是一個可程式固定電流脈衝電路與針狀電 極裝置和一個電源之間進行電連接的結構圖； 圖6顯示的是有關可程式固定電流控制器工作時的邏 輯步驟流程圖； 圖7顯示的是一個XEP-1 00可程式固定電流脈衝發生 35 1239855 器子系統原型的面板； 圖8顯示了一個預置電壓脈衝在脈衝期間，如何導致 通過豬肉的電流增加。相反，一個固定電流電源事實上能 使通過豬肉的電流維持爲一個定値； 圖9顯示的是在一個導電介質中施加在電極上的電 壓； 圖1 0顯示了兩個相隔距離2L並排的電極對； 圖11顯示了一個三電極陣列，其中距離L = k X η， ri爲電極數，k爲比例常數； 圖12顯示了在不同的骨骼肌中注射5000微克（meg) SP-SEAP的構成物 （construct)後豬中的SEAP値，和 圖13顯示了在豬崽的胸蓋骨（sternocranialis)肌 中注射55微克（meg) SP-SEAP後豬中的SEAP値。 主要元件之圖號說明 1..導體；2··套管；3·.電極束；5··電流脈衝控制器；6··滑動 導針板；22.·電極裝置；26、32··開關；42··電流源；52··電 池；24、48··供電源；64··發光二極體；62、54··關閉LEDS ; 66·.聲頻報警器；56、60··按鈕；34、36、38··設備 36

Claims (1)

1239855 申請專利範圍 1. 一種便於將巨大分子導入一個肉體或者植物中的選 定組織的細胞內的模組化電極系統，其包括： (a) —種用於刺入選定組織中的針狀電極束，安裝在 一個支撐結構上和以一定空間間隔關係排列的針狀電極 束，以及 (b) —個與針狀電極束電連接的固定電流脈衝發生 器子系統，其用於在任何電極之間施加一個固定電流脈衝。 2 ·如申請專利範圍第1項所述的模組化電極系統，其 中一個肉體的選定組織包括肌肉組織。 3·如申請專利範圍第1項所述的模組化電極系統，其 中針狀電極束包含一個在針狀電極刺入選定的組織中時， 用於幫助防止針狀電極彎曲的滑動針支承導軌。 4 ·如申請專利範圍第1項所述的模組化電極系統，其 中針狀電極束由將與組織進行電流接觸的材料組成。 5 ·如申請專利範圍第4項所述的模組化電極系統，其 中針狀電極束爲金屬和非金屬材料。 6·如申請專利範圍第1項所述的模組化電極系統，其 中針狀電極束非對稱排列在中心點周圍。 7·如申請專利範圍第1項所述的模組化電極系統，其 中針狀電極束在一個圓形組態中對稱排列。 8·如申請專利範圍第7項所述的模組化電極系統，其 還包含一個位於針狀電極束之間區域中的用於注射巨大分 子的皮下注射針。 37 1239855 9 ·如申請專利範圍第7項所述的模組化電極系統，其 中針狀電極束的圓形組態係對稱排列但無對置的對。 i 〇 ·如申請專利範圍第9項所述的模組化電極系統， 其中在一個電穿孔事件中，其中對稱排列且無對置對的針 狀電極能夠産生一個分散的圖案。 11 ·如申請專利範圍第1 0項所述的模組化電極系統， 其中沒有相同的電穿孔重疊點形成並且分散的圖案區域和 一個多邊形相似。 1 2 ·如申請專利範圍第1項所述的模組化電極系統， 其中巨大分子爲核酸、質體、多核苷酸、蛋白質、肽、似 蛋白質合成物、胺基酸鏈、油脂、相似物或者一種流體介 質中的藥劑。 13 ·如申請專利範圍第1項所述的模組化電極系統， 其中固定電流脈衝發生器子系統包括： (a) —種提供脈衝控制器與針狀電極束之間的電傳導 連接的電連接器，以及 (b) 與一電源電連接的可程式電流脈衝控制器。 14·如申請專利範圍第13項所述的模組化電極系統， 其中電連接器包括一個手柄，手柄上設計了一個安裝結構 用於將針狀電極束固定在手柄上。 1 5 ·如申請專利範圍第1 4項所述的模組化電極系統， 其中該手柄包括一種電絕緣材料用於保護操作者免受電 擊。 16·如申請專利範圍第14項所述的模組化電極系統， 38 1239855 其中該安裝結構將針狀電極束定位在可將手柄用作一個推 進工具的地方，用於幫助針狀電極束插入到選定的組織中。 1 7 ·如申請專利範圍第1 4項所述的模組化電極系統， 其中固定在該安裝結構上的針狀電極用一種快速脫鈎裝置 來分離。 1 8 ·如申請專利範圍第1 4項所述的模組化電極系統， 其中該手柄包含一個開關，其允許用戶開始向針狀電極裝 置發送固定電流脈衝。 1 9 ·如申請專利範圍第1 3項所述的模組化電極系統， 其中電源可以向該可程式電流脈衝控制器提供高電壓及低 電壓。 20 ·如申請專利範圍第1 3項所述的模組化電極系統， 其中電源包含一組電池。 21 ·如申請專利範圍第13項所述的模組化電極系統， 其中的可程式電流脈衝控制器包括： (a) —開關裝置，用於在任何兩個針狀電極束和一個 電流脈衝控制器電路之間傳遞一固定電流脈衝； (b) 電流脈衝控制器電路，用於從電源向開關裝置施 加一個固定電流脈衝，並且在一個時控脈衝期間維持爲一 個固定電流；和 (c) 一個輸入裝置，用於爲電流脈衝控制器電路設計一 個邏輯序列指令。 22 ·如申請專利範圍第21項所述的模組化電極系統， 其中的輸入裝置包括：一個電流電平輸入’ 一個脈衝持續 1239855 時間輸入和一個脈衝計數輸入。 23·如申請專利範圍第21項所述的模組化電極系統， 其還包括一個阻抗計，其用於傳播針狀電極束的任何兩個 電極和電流脈衝控制器電路之間的阻抗資訊。 24·如申請專利範圍第21項所述的模組化電極系統， 其中的可程式電流脈衝控制器在任何兩個電極之間的路徑 中産生一個固定電流脈衝。 25·如申請專利範圍第21項所述的模組化電極系統， 其中的可程式電流脈衝控制器在任何兩個電極之間産生一 個或者多個施加在任何兩個電極之間路徑上的高功率射頻 脈衝。 26· —種有助於巨大分子導入肉體或者植物中的選定 組織的細胞內的模組化電極系統，其包括： (a) —個針狀電極束，其用於刺入選定組織，針狀電 極束安裝在一個支撐結構上並以一定的空間間隔關係排 列，其中一皮下注射器針頭用於注射巨大分子。 (b) —種電連接器，提供從脈衝控制器到針狀電極束 之間的電傳導連接。 (c) 開關裝置，其用於在針狀電極束的任何兩個電極 和一個電流脈衝控制器電路之間傳遞一個固定電流脈衝。 (d) 電流脈衝控制器電路，其用於從電源向開關裝置 施加一個固定電流脈衝，並且在一個時控脈衝期間維持爲 一個固定電流；和 (e) —個輸入裝置，用於爲電流脈衝控制電路設計一 40 1239855 個編碼指令的邏輯序列。 27·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其中的肉體的選定組織包括肌肉組織。 28 ·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其中的針狀電極束非對稱排列在一個中心點的周圍。 29 ·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其中的針狀電極束對稱排列在一個圓形組態上。 30 ·如申請專利範圍第29項所述的模組化電極系統， 其中的針狀電極的圓形組態對稱排列且無對置之對。 31 ·如申請專利範圍第30項所述的模組化電極系統， 其中在一個電穿孔事件期間，其中對稱排列且無對置之對 的針狀電極束能産生一個分散的圖案。 32 ·如申請專利範圍第31項所述的模組化電極系統， 其中沒有相同的電穿孔重疊點形成並且該分散圖案的區域 與一個多邊形相似。 33 ·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其中的巨大分子爲核酸、質體、多核苷酸、蛋白質、肽、 似蛋白質合成物、胺基酸鏈、油脂、相似物或一種流體介 質中的藥劑。 34 ·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其中電連接器包含一個手柄，手柄上設計了一個安裝結構 用於在手柄上固定針狀電極束。 35 ·如申請專利範圔第34項所述的模組化電極系統， 其中的安裝結構將針狀電極束定位在可將手柄用作一個推 41 1239855 進工具的地方，用於幫助針狀電極束插入到選定的組織中。 36 ·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其中的輸入裝置包括：一個電流電平輸入，一個脈衝持續 時間輸入和一個脈衝計數輸入。 37 ·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其中用戶可進行設置的輸入裝置包括：一個電流電平，一 個脈衝持續時間和一個脈衝計數。 38 ·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其還包括一個電阻計。 39 ·如申請專利範圍第26項所述的模組化電極系統， 其中的可程式電流脈衝控制器在任何兩個電極之間的路徑 中産生一個固定電流脈衝。 40 ·如申請專利範圍第39項所述的模組化電極系統， 其中的可程式電流脈衝控制器在任何兩個電極之間産生一 個或者多個施加在任何兩個電極之間路徑上的高功率射頻 脈衝。 41 .如申請專利範圍第28項所述的模組化電極系統， 其中的電源包括一電池組。 42· —個具有特別設計的巨大分子注射筒的注射器可 用於輸送已消毒的巨大分子的單劑量濃度到一個肉體和植 物的組成中，包括： (a) —個容納已消毒巨大分子單劑量濃度的塑膠容器部 分，和 (b) —個從塑膠容器部分延伸出的已消毒的空心尖針’ 42 1239855 其用於在針插入到肉體或者植物中時，通過空心針尖 來傳送來自塑膠容器中的液體。 43· —種有助於巨大分子導入到肉體和植物中選定組 織的細胞內的攜帶型電極系統，其包括： (a) —種用於刺入選定組織中的針狀電極束，其安裝 在一個支撐結構上並以一定空間間隔關係排列，和 (b) —種攜帶型固定電流脈衝發生器子系統，其與針 狀電極束電連接，用於在任何兩個電極之間施加一個固定 電流脈衝。 44·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的一個肉體的選定組織包括肌肉組織。 45 ·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的針狀電極束包含一個在針狀電極刺入選定的組織中 時用來幫助防止針狀電極彎曲的滑動針支承導軌。 46 ·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的針狀電極束由將與組織進行電流接觸的材料組成。 47 ·如申請專利範圍第46項所述的攜帶型電極系統， 其中的針狀電極束爲金屬或者非金屬。 48·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的針狀電極束非對稱排列在一中心點周圍。 49 ·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的針狀電極束在一個圓形組態中對稱排列。 50 ·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其還包括一根皮下注射器針頭，其位於針狀電極束之間的 43 1239855 區域中，用於注射巨大分子。 51 ·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的針狀電極束的圓形組態對稱排列但無對置的對。 52·如申請專利範圍第51項所述的攜帶型電極系統， 其中在一個電穿孔事件中，其中對稱排列且無對置之對的 針狀電極能夠産生一個分散的圖案。 53·如申請專利範圍第52項所述的攜帶型電極系統， 其中沒有相同的電穿孔重疊點形成，並且分散的圖案區域 和一個多邊形相似。 54·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的巨大分子爲核酸、質體、多核苷酸、蛋白質、肽、 似蛋白質合成物、胺基酸鏈、油脂、相似物或者一種流體 介質中的藥劑。 55·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中攜帶型固定電流脈衝發生器子系統包括： (a) —種提供脈衝控制器與針狀電極束之間的電傳導連 接的電連接器，以及 (b) 與電源電連接的可程式電流脈衝控制器。 56·如申請專利範圍第55項所述的攜帶型電極系統， 其中的電連接器包括一個手柄，手柄上設計了一個安裝結 構用於在手柄上固定針狀電極。 57·如申請專利範圍第56項所述的攜帶型電極系統， 其中的手柄包含一種電絕緣材料用於保護操作者免受電 擊。 44 1239855 58 ·如申請專利範圍第56項所述的攜帶型電極系統， 其中的安裝結構將針狀電極束定位在可將手柄用作一個推 進工具的地方，用於幫助針狀電極束插入到選定的組織中。 59·如申請專利範圍第56項所述的攜帶型電極系統， 其中固定在安裝結構上的針狀電極用一種快速脫鈎裝置來 分離。 60·如申請專利範圍第56項所述的攜帶型電極系統， 其中的手柄包含一個開關，其允許用戶開始向針狀電極裝 置發送固定電流脈衝。 61 ·如申請專利範圍第55項所述的攜帶型電極系統， 其中電源可以向可程式電流脈衝控制器提供高電壓及低電 壓。 62·如申請專利範圍第55項所述的攜帶型電極系統， 其中的電源還包含一組電池。 63 ·如申請專利範圍第62項所述的攜帶型電極系統， 其中的電池組由用戶負載。 64·如申請專利範圍第55項所述的攜帶型電極系統， 其中的可程式電流脈衝包括： (a) —個開關裝置，其用於在任何兩個針狀電極束和一 個電流脈衝控制器電路之間傳遞一個固定電流脈衝； (b) 電流脈衝控制器電路，其用於從電源向開關裝置施 加一個固定電流脈衝，並且在一個時控脈衝期間維持 爲一個固定電流； (c) 一個輸入裝置，其用於爲電流脈衝控制器電路設計 45 1239855 一個邏輯序列指令；和 (d) —個阻抗計，其用於傳播針狀電極束的任何兩個電 極和電流脈衝控制器電路之間的阻抗資訊。 65 ·如申請專利範圍第64項所述的攜帶型電極系統， 其中的輸入裝置包括：一個電流電平輸入，一個脈衝持續 時間輸入和一個脈衝計數輸入。 66 ·如申請專利範圍第64項所述的攜帶型電極系統， 其中的阻抗計包括一個電阻表。 67 ·如申請專利範圍第64項所述的攜帶型電極系統， 其中的可程式電流脈衝控制器在任何兩個電極之間的路徑 中産生一個固定電流脈衝。 68 ·如申請專利範圍第64項所述的攜帶型電極系統， 其中的可程式電流脈衝控制器在任何兩個電極之間産生一 個或者多個施加在任何兩個電極之間路徑上的高功率射頻 脈衝。 69 ·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的攜帶型固定電流脈衝發生器子系統裝在一個防水容 器中。 70 ·如申請專利範圍第69項所述的攜帶型電極系統， 其中的防水容器可負在用戶的背上。 71 ·如申請專利範圍第43項所述的攜帶型電極系統， 其中的攜帶型固定電流脈衝發生器子系統還包括一個電池 組電源。 72·如申請專利範圍第71項所述的攜帶型電極系統， 46 1239855 其中的電池組電源包括12 DC伏特。 73· —種將巨大分子導入一個肉體或者植物中選定組 織的細胞內的方法，包括步驟： (a) 用一個針狀電極束刺入選定的組織，其中針狀電 極束以一定空間間隔關係排列。 (b) 將巨大分子導入到選定的組織中，和 (c) 在針狀電極束上施加一個固定電脈衝。 74 ·如申請專利範圍第73項所述的方法，其中的巨大 分子爲核酸、質體、多核苷酸、蛋白質、肽、似蛋白質合 成物、胺基酸鏈、油脂、相似物或者一種流體介質中的藥 劑。 75 ·如申請專利範圍第73項所述的方法，其中的實驗 物件的細胞爲體細胞、幹細胞或者生殖細胞 76·如申請專利範圍第73項所述的方法，其中的選定 的組織爲肌肉。 77 ·如申請專利範圍第73項所述的方法，其中的針狀 電極束包含一個在針狀電極刺入選定的組織中時，用於幫 助防止針狀電極彎曲的滑動針支承導軌。 78 ·如申請專利範圍第73項所述的方法，其中的針狀 電極束由將與組織進行電流接觸的材料組成。 79 ·如申請專利範圍第73項所述的方法，其中的針狀 電極束非對稱排列在一中心點周圍。 80 ·如申請專利範圍第73項所述的方法，其中的針狀 電極束在一個圓形結構中對稱排列。 1239855 81 ·如申請專利範圍第80項所述的方法，其中還包括 一個用於注射巨大分子的皮下注射針’其位於針狀電極束 之間的區域中。 82 ·如申請專利範圍第80項所述的方法，其中的針狀 電極的圓形組態爲對稱排列且無對置之對。 83 ·如申請專利範圍第82項所述的方法，其中在一個 電穿孔事件中，其中對稱排列且無對置之對的針狀電極能 夠産生一個分散的圖案。 84 ·如申請專利範圍第82項所述的方法，其中沒有相 同的電穿孔重疊點形成，並且分散的圖案區域和一個多邊 形相似。 85·如申請專利範圍第73項所述的方法，其中巨大分子通 過注射器輸送到實驗物件中，注射器位於針狀電極束圓周 的中心位置。