冷等離子體生成系統的製作方法

2023-08-08 01:18:31 2

本發明涉及用於產生冷等離子體的系統和方法，並且特別地涉及在醫療應用中的使用。

背景技術：

認為與本公開主題相關的作為背景的引用文獻列舉如下：

g.friedman,etal.,[plasmachem.plasmaprocess27,163(2007)]；

j.schlegel,etal.,[clinicalplasmamedicine1,2(2013)]；

e.robert,etal.,clinicalplasmamedicine1,8(2013)]；

m.keidaretal.,[br.j.cancer,105,1295(2011)andphys.plasma20,057101(12013)]；

adamm.hirst,etalbiomedresearchinternational,volume2014,articleid878319；

lowtemperatureplasmabiomedicine:atutorialreview,todavidb.graves,physicsofplasmas(1994-present)21,080901(2014)；doi:10.1063/1.4892534.

在本文中確認上述引用文獻不應被推斷為意味著這些引用文獻以任何方式與本公開主題的可專利性相關。

背景

等離子體是定義電離氣體的統稱，通常包括自由電子、離子以及中性原子和分子，經常還包括自由基。可以通過穿過氣體的放電產生等離子體，從而使氣體原子或分子被激發並電離。在過去的十年間，對等離子體應用的顯著興趣已經增加。各種這樣的應用是基於介電阻擋放電(dbd)，介電阻擋放電用於低溫非熱等離子體或者所謂的「冷」等離子體的生成。這樣的冷等離子體是在常壓條件下生成的低電離且非熱等離子體。已經發現，冷等離子體可以用於醫療和工業中的各種應用。

關於冷等離子體生成技術及其一些醫療應用的一般背景信息可以在涉及本發明的背景數據的下述專利公布中找到：

us8,232,729plasmaproducingapparatusandmethodofplasmaproduction

us8,187,265coagulationapparatususingcoldplasma

us8,077,094plasmadevicewithlowthermalnoise

us7,785,322tissueresurfacing

us7,572,998methodanddeviceforcreatingamicroplasmajet

us7,316,682electrosurgicaldevicetogenerateaplasmastreamus6,958,063plasmageneratorforradiofrequencysurgeryus6,565,558high-frequencydeviceforgeneratingaplasmaarcforthetreatmentofbiologicaltissue

us6,099,523acoldplasmacoagulator

us3,903,891methodandapparatusforgeneratingplasma

us2001/0000206surfacemodificationusinganatmosphericpressureglowdischargeplasmasource

w02014/061025films,kitsandmethodsforenhancingtissuetreatmentbyplasmawelding

us2014/0074090tissueweldingusingplasma

us2012/0283732plasmaheadfortissuewelding

us2012/0289954microplasmaheadformedicalapplications

us8,725,248methodsfornon-thermalapplicationsofgasplasmatolivingtissue

wo2012/167089systemandmethodforcoldplasmatherapy

us2011/0112528plasmadeviceforselectivetreatmentofelectroporedcell

us7,608,839plasmasourceandapplicationsthereof

us5,977,715handheldatmosphericpressureglowdischargeplasmasource

技術實現要素：

本領域需要用於生成冷等離子體的新穎技術，冷等離子體用在關於活的生物組織的醫療應用中。本發明的技術提供適於在非常接近生物組織處生成冷等離子體爆發(burst)的選定序列的系統。等離子體爆發可以應用於現有的自然空腔、人工/人造空腔的內部的組織或者外部組織上。本發明的發明人已經發現，當將具有合適特徵的冷等離子體應用在期望的組織上時，具有合適特徵的冷等離子體的應用可以用於各種類型的癌症的處理和其他醫療應用。

冷等離子體一般可以通過介電阻擋放電(dbd)技術生成。當一個或者兩個電極以介電材料覆蓋時，通過穿過兩個電極之間的充滿氣體的間隙施加高壓(hv)脈衝可以實現dbd等離子體生成。這通常導致穿過氣體的不完全放電，這以在充滿氣體的間隙中的電子的放電電流以及穿過介電材料的位移電流為特徵。

為了允許合適的放電電流(即為了形成dbd)，初級電子的平均自由程應該足夠長以便允許電子從電場獲取足夠的能量。當高能電子與氣體原子/分子碰撞時，電子可以引起氣體粒子的電離。如果負(陰極)電極的表面沒有被介電層覆蓋，則這些初級電子可以從負(陰極)電極的表面發射。可替選地，在陽極和陰極電極兩者都被介電層覆蓋的情況下，電場將自然地存在於間隙內的氣體中的電子加速。通常，在合適的氣體組成中的自由電子的密度在每立方釐米103個至每立方釐米104個的範圍中。

通常，只有當電場是時變的即導數de/dt≠0非零時，介電阻擋放電(dbd)電流才會流動，其中，e是電場，並且t是時間。這是因為需要相應的電路中的電流的閉合路徑來通過位移電流支持氣體中的電子的流動，其中，jd是位移電流，並且是電極之間的間隙的電勢差。這指示任何電壓的矩形脈衝形狀只有在脈衝的上升時間和下降時間期間可以發射dbd電流。

有效的等離子體生成可以使用具有交變極性的電脈衝。由於等離子體電子的較高遷移率(與離子相比)，當電場極性將負電荷導向陰極時，等離子體電子附到陽極(通常地介電)表面上。這些電子屏蔽外電場。當施加相反極性的脈衝即陽極變成陰極時，這些電子從介電錶面分離，並且作為用於氣體電離的電子源。在放電階段，自由等離子體電子再次附到陽極的介電錶面(即該陽極在第一放電部分期間是陰極)，從而允許在隨後的脈衝中循環重新開始。

因為與電子相比離子的遷移率較低，所以在電極之間形成的等離子體通常相對於兩個電極獲得正電勢。該電勢的值取決於脈衝的參數、產生的放電(例如電壓、電流幅度、脈衝波形、氣體類型以及氣體壓力)並且取決於電極的幾何形狀。

通常，在傳統的「冷」等離子體形成與傳播技術中，在等離子體與地電勢之間維持小的寄生電容。該小的寄生電容的值在等離子體槍處維持大電勢。然而，當等離子體生成電極與接地電極之間的電容增大時，等離子體的生成可能被終止，並且等離子體槍處的電極之間的電勢差降低。結果，等離子體生成頭(等離子體槍)處的電場變的更低，並且不能支持穿過氣體的電子雪崩。該配置致使等離子體在活的生物組織內或活的生物組織上的使用有些危險，這是因為兩個電極都配置成具有相對於地的高電壓。

實際上，已知用於醫療等離子體應用的各種技術，它們通常關注外處理，或者在遠程位置處生成等離子體並且朝向期望的組織傳輸等離子體。因為等離子體與管/導管(其通常是介電管)的相互作用，這樣的應用會遭受傳播等離子體的高終止率。這給出管的長度為幾釐米或更小。

本發明的發明人已經發現，在確定電脈衝特徵時利用傳輸電信號的線纜的自阻抗與等離子體槍的電極解決該電荷積累問題。另外，發明人已經發現同軸電傳輸通道的使用可以提供將高壓信號屏蔽於線纜周圍的組織以及已知的阻抗(電容)值，並且阻止發射由變化的脈衝生成的電磁輻射。上述特徵單獨地或組合地使得本文描述的等離子體生成系統能夠安全地用於活體病患(人類和/或動物)的空腔內。

因此，本發明的技術提供等離子體生成系統的新穎的配置，使得冷等離子體能夠用於活的生物空腔內(例如適合於內窺鏡應用)。為此，本發明的技術提供將高頻高壓電脈衝傳送到期望位置的附近，以用於以輸入功率/脈衝的高載波頻率在局部生成冷等離子體，同時消除或者至少顯著地降低電擊風險和/或由高頻(例如射頻(rf))脈衝生成的電磁輻射的洩漏。

在這方面，本發明的技術使得能夠控制等離子體流量和溫度。這可以通過控制生成等離子體的電信號/脈衝的重複率、脈衝的電壓分布(峰值電壓和脈衝寬度)以及氣體的流量來實現。控制這些參數允許精細調節等離子體特性以提供適合於生物組織處理的受控的期望結果。本發明的發明人已經發現將具有預定特定特性的等離子體應用到生物組織上可以選擇性地影響癌細胞同時最低限度地影響健康細胞。然而，較低密度的等離子體不會提供這樣的效果。重要地，較高密度或者溫度的等離子體可能損害健康細胞並且有效地燒傷組織。

為此，本發明的技術使用(通常在兆赫茲範圍內的)選定序列的高頻電脈衝的生成並且將對應的電信號沿著電傳輸通道朝向等離子體生成單元傳輸。等離子體生成單元可以被定位在諸如類似內窺鏡的元件的細長構件的遠端。高頻脈衝的使用使得脈衝的峰值電壓能夠降低為不高於幾千伏，同時仍然允許以低於蛋白質變性的閾值的典型溫度生成等離子體。例如，本技術使用具有約40℃(或者通常在25℃與50℃之間)的特徵溫度的等離子體。另外，電傳輸通道被優選地被配置成提供對周圍環境的電傳導進行屏蔽，因此消除或者至少顯著地降低傳輸通道與傳輸通道附近的任何生物組織之間的任何短路風險。傳輸通道也可以被配置成消除或者至少顯著地降低可以由於高頻電信號穿過通道的傳輸所形成的電磁輻射的任何洩漏。為此，電傳輸通道優選地被配置為同軸線纜，該同軸線纜包括傳輸電信號的內導體以及被配置成使電路閉合以及屏蔽內導體的接地外導體。將同軸線纜用於電傳輸通道——同時電傳輸通道作為電力供應單元的脈衝生成電路的一部分——消除電磁輻射的洩漏，並且使用接地外導體消除或者至少顯著地降低與生物組織電短路的風險。電傳輸通道通常被限定為具有針對電信號傳輸的自阻抗(電容、電感以及電阻)。

除了傳輸電信號之外，本發明的技術使用氣體傳輸通道，氣體傳輸通道與電傳輸通道一起朝向等離子體生成單元延伸。合適的氣體(例如潘寧混合物、氦、氮、氧或其混合物)的傳輸可以是連續的或脈衝式的。然而，只有在存在足夠量的氣體結合電脈衝的變化部分的情況下，才生成合適的等離子體(冷等離子體)。

因此，本發明提供一種等離子體生成系統，其被配置成用於生成用於生物組織的局部處理(例如類似內窺鏡處理及外部組織處理)的冷等離子體。該系統使用安裝在細長通常柔性的構件的遠端上的等離子體生成單元，該細長且通常柔性的構件在其近端上連接至控制單元。細長構件包括：氣體傳輸通道和電傳輸通道，其被配置成用於提供氣體混合物和電信號，以用於操作等離子體生成單元。

控制單元包括氣體供應單元和電力供應單元。一般地，控制單元還可以包括用戶控制接口，以使操作者能夠確定系統的操作特性。電力供應單元被配置成生成要通過電傳輸通道傳輸的選定序列的高頻電脈衝，並且操作等離子體生成單元以用於冷等離子體的生成。

電力供應單元例如可以包括被配置成用於生成高頻電脈衝的rf振蕩器電路。該電路可以基於能夠在mhz的頻率範圍中操作的真空管(例如真空電子管el34)或者任何其他放大元件諸如電晶體。此外，振蕩器諧振電路可以根據等離子體生成單元以及電傳輸通道的阻抗來配置，以便支持具有預定頻率和最優幅度的高頻脈衝。如上所指示，電力供應被配置成用於生成具有在0.5mhz至10mhz之間的基頻與在0.5kv至6kv之間的峰值電壓的脈衝，其中，峰值電壓優選地在0.75kv至1.15kv之間。在一些配置中，脈衝序列可以包括具有100hz至600hz的重複率的電脈衝，同時脈衝以具有0.5mhz至10mhz的載波頻率為特徵，並且載波頻率優選地在約1.5mhz的範圍(例如1mhz至2mhz)內。

在一些配置中，電力供應單元被配置成使得電傳輸通道直接連接至具有電感l的外導體，該電感l明顯高於電傳輸通道的電感。這提供基於lc電路的經典諧振來確定振蕩器電路的主諧振頻率，其中，c是電路中的總的有效電容，該有效電容主要是電傳輸通道的電容。然而，通道的電感相對於電感器的電感l可以忽略。因此，電傳輸通道的電長度可以明顯小於脈衝持續時間。

如上所指示，本文描述的等離子體生成系統被配置成用於生成適合體內或體外的生物組織處理的冷等離子體。更具體地，冷等離子體可以在外部應用在暴露的組織上，或者例如在內部使用內窺鏡，其中，細長構件(包括氣體傳輸通道和電傳輸通道)被引導穿過內窺鏡或被與內窺鏡並排地進行引導。根據本技術生成的冷等離子體的應用使組織暴露於自由電子、帶電離子以及自由基，自由電子、帶電離子以及自由基對癌細胞的影響程度大於健康細胞。因此，本技術使得能夠進行諸如人類和動物的生物體中的生物組織的局部處理。

因此，根據本發明的一個寬泛的方面，提供一種用於生成冷等離子體的系統。該系統包括：控制單元，其能夠在細長構件的第一近端處連接至細長構件；所述細長構件包括等離子體生成單元，等離子體生成單元在細長構件的第二遠端處；以及所述細長構件包括氣體傳輸通道和電傳輸通道，所述氣體傳輸通道和電傳輸通道從所述第一近端朝向所述等離子體生成單元延伸；所述控制單元包括氣體供應單元，氣體供應單元被配置成通過所述氣體傳輸通道提供預定流量的選定氣體組分；以及所述控制單元包括電力供應單元，其被配置成生成通過電傳輸通道引導的選定序列的高頻電脈衝，從而將電力和所述選定組分的氣體提供給等離子體生成單元以用於生成等離子體。

電力供應單元、電傳輸通道和等離子體生成單元可以被配置成防止向電力供應單元、電傳輸通道和等離子體生成單元周圍放電，從而使得所述等離子體生成單元能夠用在活的生物組織上。

根據一些實施方式，所述選定序列的高頻電脈衝可以由以下脈衝序列組成，具有100hz與600hz之間的重複率；500khz與10mhz之間的載波頻率；以及0.5kv與2kv之間的峰值電壓。選定序列的高頻電脈衝也可以由具有400毫秒與800毫秒之間的脈衝持續時間的脈衝序列組成。

根據本發明的一些實施方式，電傳輸通道被配置成用於防止向其周圍放電和電磁輻射，從而防止對周圍生物組織的損害。例如，電傳輸通道可以被配置為具有內導體和外導體的同軸電傳輸線纜，內導體被配置成攜載電信號，外導體在線纜周圍與所述內導體的電勢之間進行屏蔽；所述外導體可以保持在地電勢處。

根據一些實施方式，所述電傳輸通道以預定阻抗為特徵，電力供應單元可以包括被配置成用於生成所述高頻脈衝的諧振電路，所述諧振電路的諧振頻率根據所述電傳輸通道的預定阻抗來確定。

根據一些實施方式，氣體供應單元可以被配置成沿著所述氣體傳輸通道供應期望的或預定的氣流，從而提供具有低擊穿閾值的氣體混合物。在一些實施方式中，所述氣體包括潘寧混合物。在一些實施方式中，所述潘寧氣體混合物是ne:ar的比例在98:2與99.9:0.1之間的氖氣和氬氣的混合。在一些其他實施方式中，所述氣體包括氦、氮和/或氧。

一般地，根據一些實施方式，所述細長構件，包括所述細長構件的氣體傳輸通道和電傳輸通道，都可以是柔性的。在一些配置中，該細長構件可以包括柔性部分和剛性部分。例如，細長構件一般包括遠端部分；所述遠端部分可以是剛性的，從而使得遠端能夠指向期望的位置。

此外或者可替選地，細長構件可以被配置成插入到內窺鏡的工作通道中以用於在生物組織的空腔內選擇性地生成冷等離子體。

在一些實施方式中，細長構件還可以包括安裝在細長構件的第二遠端處的一個或更多個附加的傳感器，所述一個或更多個附加的傳感器包括熱傳感器、光譜傳感器、光學傳感器、光譜儀傳感器、電場傳感器以及磁場傳感器中的至少一個。例如，光譜儀傳感器可以被配置成用於檢測由冷等離子體與生物組織的相互作用所生成的羥基自由基。

根據本發明的一些實施方式，等離子體生成單元(或等離子體槍)被配置為介電阻擋放電等離子體生成單元，並且等離子體生成單元包括提供電勢的第一內電極和第二外電極，所述第一電極和第二電極中的至少一個被預定厚度的介電層覆蓋；所述第一電極與所述第二電極之間的電勢差引起穿過在所述第一電極與所述第二電極之間流動的氣體的放電，從而生成等離子體。當以輸入氣體和電脈衝操作等離子體生成單元時，等離子體單元可以被配置成生成具有2mm與20mm之間的有效範圍的等離子體羽。

根據本發明的一些實施方式，等離子體生成系統可以被配置成用於生成特徵在於具有50℃以下的溫度的冷等離子體。系統可以被配置用在對活體組織中的癌症的處理中。例如，細長構件可以被配置成：被引導以在生物體中的自然空腔或者手術造成的空腔處施加冷等離子體。

根據本發明的一些實施方式，細長構件包括同軸線纜，該同軸線纜具有被金屬(例如銀)塗覆的內電極和外電極以及內電極與外電極之間的絕緣材料，從而提供可忽略地小能量損耗並且明顯地降低線纜的發熱同時允許細長構件被安全地放置在活體內。根據一些實施方式，等離子體生成單元(等離子體槍)包括第一金屬塗覆內電極和第二外電極，從而提供有效的等離子體生成，同時消除或者至少顯著地降低向周圍的放電而允許在輸入氣體內的放電以生成冷等離子體。

根據本發明的另一寬泛的方面，提供一種用於在生物空腔內生成冷等離子體的方法，該方法包括：通過細長的傳輸通道向所述生物空腔內的期望位置提供具有預定物料組分和預定流量的氣流；生成一系列選定序列的高頻電脈衝，並且通過屏蔽的電傳輸通道將所述系列傳輸至所述期望位置；允許由所述系列的高頻電脈衝引起的電勢差在接近所述生物空腔內的期望位置處穿過所述氣流而放電，從而生成指向所述期望位置的冷等離子體流。

生成一系列選定序列的高頻電脈衝可以包括使用具有0.5mhz與10mhz之間的諧振頻率的諧振電路，所述諧振頻率根據屏蔽的電傳輸通道的阻抗來確定。

附圖說明

為了更好地理解本文中公開的主題以及例示如何在實踐中執行本文中公開的主題，現在將參照附圖僅通過非限制性示例來描述實施方式，在附圖中：

圖1a和圖1b示出了根據本發明的一些實施方式的等離子體生成系統；

圖2a至圖2f示意性示出了用於根據本發明的一些實施方式的等離子體生成系統上的電力供應單元的電子配置，圖2a至圖2e例示了電力供應單元的配置，並且圖2f示出了電力供應單元的框圖；

圖3a至圖3d例示了根據本發明的一些實施方式的細長構件/探針和等離子體生成單元的配置；

圖4a至圖4b例示了根據本發明的一些實施方式的兩種探針配置：作為內窺鏡系統的附加裝置(圖4a)；或者作為剛性的獨立導管(圖4b)；

圖5a至圖5f示出了實驗性等離子體生成系統以及所執行的等離子體測量的結果；

圖6a至圖6f示出了根據本發明的一些實施方式的使用等離子體對癌細胞的體外處理；

圖7a和圖7b示出了根據本發明的一些實施方式的針對癌細胞的體外冷等離子體處理的附加結果；

圖8a和圖8b示出了根據本發明的一些實施方式的冷等離子體處理之後的癌細胞與對照細胞隨時間的結果；

圖9示出了根據本發明的一些實施方式的不同重複率的等離子體處理之間的比較；

圖10示出了經處理的癌細胞和健康細胞的圖像，例示了細胞死亡機理；

圖11a和圖11b示出了ntp處理的dld-1結腸癌細胞的γh2ax處理的實驗結果；

圖12a至圖12e示出了對老鼠的黑色素瘤細胞的體內冷等離子體處理和兩種處理方案之間的比較；以及

圖13a至圖13f示出了老鼠的經處理的癌細胞和健康細胞的病理結果。

具體實施方式

如上所指示，本發明提供用於將冷等離子體局部應用於生物組織的系統和方法。參照圖1a和圖1b，二者例示了根據本發明的一些實施方式的等離子體生成系統10。系統10通常包括控制箱50，該控制箱50包括控制用戶接口、至少氣體供應單元23以及電力供應單元22。控制單元50能夠連接至細長構件26，細長構件26至少包括氣體傳輸通道24和電傳輸通道25，氣體傳輸通道24與電傳輸通道25被配置成用於將來自細長構件26的近端處的控制單元50的氣體和電信號傳輸至安裝在細長構件26的遠端上的等離子體生成單元28。控制箱50還可以包括視覺信號單元32，視覺信號單元32被配置成通過光纖34傳輸光並且接收通過光纖34返回的視覺輸入。這使得操作者能夠接收關於在細長構件26的遠端處的等離子體生成單元28的位置的視覺輸入，以用作內窺鏡。

細長構件26通常可以被配置成柔性的，並且使得用戶能夠引導等離子體生成單元28以將等離子體應用在選定位置上。此外，在一些配置中，細長構件26可以被配置成用於用作內窺鏡。更具體地說，構件26可以被配置成：插入身體(例如人體或者動物體)中現有的人造空腔中，並且將冷等離子體局部地應用於空腔內的選定點上。

在這方面，發明人已經發現，為了不造成蛋白質變性，將25℃與60℃之間的溫度下的冷等離子體應用於癌細胞，損害癌細胞而使健康的組織細胞大多不受影響。然而，發明人進一步理解，由於與傳輸通道的相互作用，在遠程(幾釐米或者更多)位置處生成等離子體並朝向期望的組織傳輸等離子體在很大程度上造成等離子體的退化。例如，帶電離子和自由基可能與管壁相互作用，從而破壞氣體的等離子體狀態。可替選地，在期望位置附近通過放電來生成等離子體以應用於生物體可能是危險的，因為放電需要高電壓。

因此，本發明的系統被配置成用於局部生成具有期望特徵(例如溫度、密度)的冷等離子體，同時消除對由冷等離子體處理的生物體(人類或動物)的電擊風險。這根據本發明的技術通過下述中的至少一個來實現：使用高頻低電壓電脈衝來激活等離子體生成單元28以進行放電；使用電傳輸通道25的屏蔽配置，電傳輸通道25也是將在下面進一步更詳細地描述的諧振電路的一部分。這允許系統被配置成用於將冷等離子體施加於活性生物體的空腔(自然的或人造的)中。

更具體地，高頻電脈衝的使用使得等離子體生成單元28能夠以相對低的電壓產生合適的放電。特別地，以0.5mhz與10mhz之間的脈衝頻率，可以在低至5kv至6kv的峰值電壓處以及甚至在1kv或750v的電壓處實現放電。這些高頻低電壓脈衝提供：即使造成與生物組織的電短路，脈衝的電力也足夠低以避免對組織的損害。

此外或者可替選地，電傳輸通道可以被配置成使得消除或者至少顯著地降低與生物組織電短路的風險。這可以通過向電傳輸通道提供具有被第二接地導體屏蔽的第一信號導體來實現，該第二接地導體使第一導體與周圍環境隔開。此外，等離子體生成單元28可以被配置成具有內信號電極和外接地/零電極，外接地/零電極使電路閉合同時使電信號屏蔽於周圍環境。

類似地，圖1b例示了冷等離子體生成處理系統10的另一配置。系統10通常被配置成用於在病患99(活的人類或者動物)的組織空腔14內進行冷等離子處理。系統包括主控制箱50，該主控制箱50能夠在探針26的近端處連接至細長的柔性探針26(細長構件)。細長探針26在其遠端處附接至等離子體生成單元28。

控制箱50包括控制單元21，該控制單元21被配置成具有用於作業系統的接口面板(未示出)。另外，控制箱包括氣體供應/傳送單元23，該氣體供應/傳送單元23通常可以包括壓縮氣體儲存器(例如具有壓縮氣體的罐)或者至遠程儲存器的連接。一般地，氣體供應單元23被配置成供應預定物料組分的氣體。在一些實施方式中，氣體可以被選擇為具有低電離電勢，即被配置成用低放電電勢來電離，例如潘寧混合物。這樣的氣體組分可以包括以預定比例的氖(ne)和氬(ar)。然而，應當注意的是，可以使用任何氣體或氣體混合物例如氦(he)或包括氮氣(n2)和氧氣(o2)的空氣混合物。在一些另外的配置中，氣體供應單元23可以被配置成具有至多個具有壓縮氣體的罐和氣體集合管的連接，以在氣體之間進行切換或者選擇氣體混合物。氣體供應單元23通常還可以包括減壓調節器、閥以及本領域已知的用於控制和監測氣流的其他元件。

此外，系統10包括電子單元22，該電子單元22在本文也被稱為電力供應單元。電子單元22包括被配置成用於生成並傳送射頻(rf)電脈衝的電子電路，以用於在位於探針26的遠端處的等離子體生成單元28(等離子體頭)處產生等離子體。一般地，電力供應單元22可以包括用於生成將在下面進一步描述的選定的脈衝序列的放大諧振電路。電力供應單元22是可連接的以通過電傳輸通道25將電脈衝傳輸至等離子體生成單元28，該電傳輸通道25在探針26內沿著探針26延伸。電傳輸通道25可以優選地被配置為具有被第二外導體包圍的第一內導體的同軸線纜，使得電傳輸通道25相對於共同的軸線成圓柱對稱。在一些實施方式中，電傳輸通道被配置成使得第一內導體是信號線而第二外導體使電路閉合。此外，閉合電路可以是使得：第二外導體被保持在地電勢，以提供屏蔽並且阻止對病患99的電擊。

控制箱50與控制箱50的控制接口21給操作者提供用於控制等離子體生成系統10的訪問。為此，控制接口21通常包括開關和控制裝置，從而允許單獨操作或者同時操作來自氣體供應單元23的氣流和來自電力供應單元22的rf電脈衝。控制接口可以包括各種附加的控制裝置例如確定脈衝持續時間、佔空比、幅度、序列中的脈衝數目等。此外，控制接口可以包括：對氣體組分、氣體流量以及壓力等的選擇；引導並控制探針26的遠端的位置和等離子體生成單元28在探針26的遠端上的位置。控制接口21一般還包括安全措施(safetymeasures)的訪問，使得能夠在自動和/或手動模式下緊急關閉系統。

如上所述，氣體供應單元23與電力供應單元22分別連接至氣體傳輸通道24和電傳輸通道25。氣體傳輸通道24通常被配置為氣體管道，該氣體管道沿著探針/細長構件26從探針/細長構件26的近端朝向遠端處的等離子體生成單元28延伸。此外，電傳輸通道25如上所述被配置成消除或者至少最小化與探針周圍的組織電短路的風險。為此，電傳輸通道25可以被配置為同軸線纜，其中，內導體傳輸電信號而外導體使電路閉合。在一些實施方式中，同軸線纜的外導體被接地，以從而提供對周圍環境的附加屏蔽。

細長構件26或者探針被配置成用於連接控制箱50和控制箱50的各個單元，並且將電力和氣體供應給等離子體生成單元28。在一些配置中，細長構件26可能只是限定傳輸通道的一束線纜。探針26還可以被配置為柔性導管，該柔性導管可以被插入到諸如尿道、消化系統、支氣管等的體腔(bodylumen)或者空腔14中，也可以被插入到人造空腔中，使得攜載等離子體生成單元28的探針26的遠端可以將冷等離子體局部地應用在體空腔(bodycavity)內。為此，探針26的遠端還可以包括一個或更多個傳感器元件，例如溫度傳感器、任何類型的生物傳感器以及諸如光纖和/或(一個或多個)攝像機的光學感測。因此，探針26和等離子體生成單元28可以在手術例如在腹腔鏡檢查、胸腔過程、關節置換等期間使用以及在一般過程中使用，以將冷等離子體局部地施加在期望的位置。然而，在一些配置中，探針26與探針26的遠端處的等離子體生成單元28可以被配置成將冷等離子體施加在身體外部。

此外，應當注意，探針26的遠端與安裝在探針26的遠端上的等離子體生成單元28優選地被配置成具有剛性端。這使得能夠在內窺鏡過程中使用。

在一些配置中，與接口面板21關聯的命令單元30可以安裝在探針26上以簡化操作指令的訪問。

此外，可以注意到，等離子體生成系統10可以被配置成具有相對低的電力需求，因為其可以以高頻低電壓脈衝進行操作以用於等離子體生成。因此，系統可以使用電池40(可充電或不可充電)作為電源，或者連接至電網41。

還應當注意，本文描述的等離子體生成系統10的探針26自身可以用作內窺鏡，或者可以被配置成附接/插入到現有的內窺鏡中。這可以簡化系統的配置，同時在與使用內窺鏡的一個或更多個附加的外科手術相結合使用冷等離子體的應用中使得能夠實現靈活性。

如上所指示，本文描述的等離子體生成系統被配置成用於以高頻低電壓電脈衝進行操作。在這方面，參照圖2a至圖2f，圖2a至圖2f示意性地示出了適合用在等離子體生成系統10上的電力供應單元22和傳輸通道25的示例性配置。圖2a例示了電力供應單元22和傳輸通道25的示意性配置；圖2b例示了電力濾波與隔離電路；圖2c例示了rf電力控制器電路；圖2d例示了rf生成器諧振電路；圖2e示出了電力供應單元的總體配置；以及圖2f例示了等離子體生成單元28的配置。

圖2a以框圖140的方式示意性示出了電力供應單元22的示例性配置。如圖所示，電力供應單元22穿過沿著細長構件26延伸的電傳輸通道25連接至等離子體生成單元28。在該示例中，電力供應單元22由三個主要部分形成：電力濾波與隔離電路110；rf電力控制器120，其被配置成用於控制和確定脈衝序列(例如電壓和佔空比)；以及rf生成器部分130(諧振電路)。

下面更詳細地描述電力供應單元的不同部分，然而應當注意，根據本技術，電傳輸通道25是諧振電路130的一部分，而且在一些配置中等離子體生成單元28的電極也是諧振電路130的一部分。更具體地，電極和傳輸通道的阻抗特別是電容與電感，被認為是諧振電路130的阻抗的一部分，而因此確定諧振電路130的諧振頻率。

圖2b示意性示出了適合用在根據本技術的電力供應單元22上的電力濾波與隔離部分110的示例。應當注意，可以將濾波電路用於被配置成連接至未濾波的電網的系統10。然而，如果系統10被配置成通過電池進行操作或者連接至穩定的電網，則濾波電路110可以省略。

一般地，電力濾波與隔離部分/電路110在輸入端210處接收ac主電力。輸入熔斷器211可以用於保護，並且主開關212一般用於使得能夠接通和斷開電力。輸入電力被傳輸至ac濾波單元213，該ac濾波單元213包括線圈/電感器和電容器。電路213提供電力供應單元的下遊電路與輸入電源線之間的隔離。這防止系統內生成的rf信號的洩漏，以及過濾掉電源線上可能存在的噪聲和尖峰。

在一些配置中，濾波電路部分110可以包括變壓器單元214。變壓器單元214可以提供下述中的一個或更多個：電力供應單元與電網的完全隔離或者部分隔離，這一般用在可能與病患接觸的醫療電子設備中；將提供給電力供應單元22的ac電壓215改變至期望的電平，例如以採用具有110v以及220v或任何其他電平的輸入ac電源使用的系統；以及提供用於加熱真空管中的細絲的低壓電力(例如約為6.3v)216，該真空管可以用在rf生成器諧振電路130中。用於加熱管的電力216根據具體情況可以是ac或者dc。

因此，濾波電力215可以被輸送至電力控制電路120。rf電力控制電路120在圖2c中例示。控制電路120通常可以包括可變變壓器221，可變變壓器221被配置成將ac電壓215可控地轉換為期望的電壓電平222。受控電壓222可以被提供給調光器223，該調光器223被配置成用於將正弦形狀的受控電壓222轉換成一列具有期望的選定脈衝寬度的正負脈衝229。脈衝串通過整流器單元224，整流器單元224通常包括二極體225，該二極體225被配置成對一列正負脈衝229進行整流並且生成一列正脈衝226。脈衝列的峰值電壓由可變變壓器221確定並控制，而脈衝寬度由調光器223控制。

應當注意，在這個示例中，脈衝列226的重複率由主電源線210的頻率確定。然而，可以使用本領域周知的頻率調製電路來改變該重複率。通常，系統10可以被配置成使用在100hz與600hz之間的重複率。

還應當注意，在系統10由一個或更多個電池操作並且未連接至電網的配置中，濾波電路110和電力控制電路120可以省略，並且由生成輸出dc電源226的受控高電壓dc至dc電力供應裝置和生成管加熱電壓216的低電壓dc至dc電力供應裝置替代。輸出dc電源226的電壓、其脈衝寬度和重複率可以全部由受控高電壓dc至dc電力供應裝置來控制。

圖2d示意性示出了rf生成器電路130的示例。rf生成器部分130一般包括放大元件231例如圖中所示的真空管el34231、升壓rf變壓器234、正反饋232以及諧振電路233，rf生成器部分130被配置成生成具有在等離子體生成單元處激發等離子體所需的期望電壓的高頻脈衝。應當注意，一般可以使用任何類型的放大元件231，例如放大元件可以是真空管或者變壓器或者任何其他類型的放大元件。然而，為了幫助理解，下文在真空管el34的背景下進行描述，但是應當進行寬泛地解釋。

管231的陰極235通常通過連接至陰極235的加熱細絲的低電壓216來加熱。抑制柵極241和簾柵極242分別連接至地277與輸出dc電源226。

管231的陽極245連接至升壓rf變壓器234的初級線圈/電感器246。初級線圈246可以被配置成具有相對小的匝數例如僅7匝。在一些配置中，升壓rf變壓器234可以是基於芯的變壓器或者無芯變壓器。

初級線圈246被配置成與第一次級線圈247和第二次級線圈248電感耦合連接。第一次級線圈247一般被配置成具有比初級線圈246更多的匝數並且是諧振rlc電路233的一部分。諧振電路233具有有效電容25』和有效電阻29』，如上所述有效電容25』和有效電阻29』都是根據等離子體生成單元和電傳輸通道的電阻和電容來確定。通常，也認為傳輸通道的電感在電路233的所確定的有效電感中，這沒有特別地示出以有助於理解第一次級線圈247。還應當注意，在一些配置中，附加的電容器、電阻器和/或電感器可以用在諧振電路233中以提供期望的頻率和性能。

升壓rf變壓器234的第二次級線圈248被配置成具有比初級線圈246更少的匝數，並且通常用於給連接至真空管231的控制柵極249的正反饋線路232提供信號。例如，第二次級線圈248可以被配置成具有僅一匝或者兩匝。

根據一些配置，rf生成器電路130被配置成基於載波rf頻率生成電脈衝，使得rf頻率與諧振電路233的諧振頻率相調諧。這在將大功率提供給等離子體生成單元時提供有利效率。另外，傳輸通道和/或等離子體生成單元中的變化可以改變諧振電路233的有效阻抗，然而，rf生成器電路130幾乎不需要來自操作者的交互就匹配於被改變的諧振頻率。

等離子體生成單元28的示例性配置在圖2f中示出。如上所指示，等離子體生成單元28被配置成安裝在探針26的遠端處，並且通過由氣體傳輸通道24和電傳輸通道25提供的氣體和電脈衝來操作。電傳輸通道25優選地是同軸線纜，並且被配置成使得電傳輸通道的內導體264和外導體265分別連接至環形等離子體電極261和262。

通過氣體傳輸通道24將氣體輸入提供給氣體管267。輸入氣體沿著管267流動，以在環形電極261和環形電極262之間時經歷放電。在該示例性配置中，環形電極261和環形電極262在相對於介電管269的外部。

應當注意，一般傳輸通道的氣體管267和同軸線纜25(以及探針26自身)是柔性的。還應當注意，電傳輸通道25和氣體傳輸通道(氣體管267)在此處以並排方式進行例示。然而，同軸線纜25可以從氣體管267內部穿過。此外，在一些配置中，為了保護和美觀而由覆蓋層270來覆蓋等離子體生成單元。在傳輸通道被穿在一起的情況下，保護蓋270可以僅用在等離子體生成單元28的頭部而不是沿著整個探針26。覆蓋件270優選地是電絕緣的，從而有助於消除與周圍組織電短路的風險。

此外，如上所指示，外導體即同軸線纜25的屏蔽265可以接地並且保持與經處理的組織相同的電勢。這降低了電擊風險，因為組織與保持於類似電勢的導體接觸。另外，在一些配置中，等離子體生成單元28的對應的電極262在介電管269的外部。當攜載電信號的內導體264連接至中心時，相應的電極262可以置於介電管269的內部。在該情況下，可以使用覆蓋件270但是並不需要。

圖2f是電力供應單元22的總體說明。如圖所示，電力供應單元包括電源1。電源將電力提供給諧振電路2，該諧振電路2連接至與放大元件(例如管)連接的正反饋3。提供控制接口4用於選擇性地控制重複率和脈衝持續時間。單元22還可以包括被配置成用於監測系統的操作的測量電路5。

參照圖3a至圖3d，示出了根據本技術配置的等離子體生成單元以及等離子體生成單元至細長構件(探針)26的連接。

圖3a例示了根據本發明的一些實施方式的探針和等離子體生成單元的截面的圖示。探針的遠端300和等離子體生成單元可以示意性地分成三個部分：連接器部分310；管部分330；以及等離子體槍部分350(等離子體生成單元)。下面參照圖3b至圖3d更詳細地描述三個部分。然而，應當注意，此處給出的材料和尺寸呈現為非限制性示範。

圖3b例示了連接器部分310的截面，該連接器部分310將攜載電傳輸通道和氣體傳輸通道的細長構件連接至細長構件的遠端並連接至等離子體生成單元。氣體管道(又稱為氣體管或氣體傳輸單元)24從氣體連接器311的左手側插入。連接器被配置成具有墊圈312和旋緊螺母314a以防止氣體洩漏。如上所指示，氣體管道24優選地是柔性的，使得探針300可以移動。

在連接器的另一側上，玻璃氣體管320被插入並且被配置成將氣體傳輸至等離子體槍。可以在遠端(氣體管320)側處提供附加的旋緊螺母314b。旋緊螺母314b可以是金屬的，以允許與等離子體槍的內導電層322電接觸，等離子體槍的內導電層322沉積在玻璃管320的外表面上，被配置成提供至等離子體槍的電極的電連接，如在下圖中更詳細的示出的。例如，內導電層322根據情況例如通過螺母314b或者通過其他連接而電連接至電傳輸通道25的內/中心導體264。一般地，導電層322被絕緣層326覆蓋。絕緣層326可以由鐵氟龍或者任何其他合適的材料製成。

電傳輸通道的外導體265連接至接地層338，該接地層338被配置成覆蓋絕緣層326。接地層338進一步連接至接地電極351(如圖3d所示)。該連接可以經由可選擇的連接器324來實現。在一些配置中，整個連接器部分310可以被覆蓋件329覆蓋，使得沒有高壓部件被暴露。

應當注意，連接器以及探針和等離子體生成單元被配置成使得它們的外層接地並且提供對周圍環境的屏蔽。這是為了預防對病患的任何電氣危害，因此允許系統使用在活的生物組織上。

還應當注意，連接器和等離子體生成單元上的各種導體可以分別被配置為玻璃管(例如管320)上的銀塗層和絕緣層326。

圖3c示意性示出了等離子體生成單元的管部分的截面，管部分從連接器部分310的遠端延伸。管部分330可以長達施加需求的長度。沿著管部分330，內導電層322一般通過薄絕緣層326與接地層238隔開。因此，內導電層322和接地層238形成同軸傳輸通道(和電容器)並且有助於總的有效電容25』。因此，該電容取決於管部分330的長度以及其他參數例如接地層238和內導電層322的直徑以及絕緣層326的介電常數。圖3c還示出了等離子體生成單元的連接至內導電層322的內電極352。

圖3d示意性示出了根據本發明的一些實施方式的等離子體槍部分350的截面。等離子體槍部分350能夠安裝在探針300的遠端處。如上所述，等離子體槍350通常基於以下介電阻擋放電方案：通過在兩個電極之間傳輸氣體，所述兩個電極之間具有高電勢差。內電極352在玻璃管320內部，並且經由玻璃管中的孔電連接至內導電層322。可替選地，玻璃管320由通過絕緣層326保持在一起的兩個部分320a和320b製成，並且被配置成提供與電極352的電接觸。因此，內電極352接收由上述的電力供應單元22生成的電脈衝。

接地電極351被定位在內(高電壓)電極352的遠端在玻璃管320的外表面上。接地電極優選地被定位成剛剛超越絕緣層326的端部，儘可能接近等離子體生成單元的出口孔。

如上所指示，結合穿過管的氣體通道在電極352與電極351之間施加具有高電勢差的變化電場(處於高頻下)，這為在由電壓(電勢差)和脈衝的載波頻率確定的溫度下生成等離子體作準備。冷等離子體離開被引導的玻璃管320的開口359以處理目標組織。

應當注意，如上所述的探針和等離子體生成單元可以被配置成具有非常窄的橫截面即非常細。例如，細長構件及其遠端處的等離子體生成單元可以具有約4mm的外徑。細的構造允許探針用在窄且深的空腔中，並且使得探針適合於內窺鏡應用。還應當注意，雖然本文例示的管和等離子體生成單元的橫截面基本是圓形的，但是橫截面可以具有任何的任意形狀。例如，系統可以使用矩形管或者具有薄帶類型的等離子體流的形式。可替選地，管可以被配置成具有多個孔以產生幾個等離子體流，或者被配置成具有任何其他的橫截面。可選擇地，管的不同部分可以具有不同的橫截面或者由不同的材料製成。

因此，本發明提供一種用於使用高頻脈衝生成冷等離子體的系統和技術。系統適於用在生物體上，並且被配置成消除或者至少顯著地降低對周圍活體組織的任何電損傷風險。為了測試使用上述的冷等離子體生成系統的處理的有效性，發明人已經進行一系列如下的體外和體內處理研討。

在這方面，參照圖4a和圖4b，圖4a和圖4b例示了用於在空腔內等離子體應用中使用的等離子體生成系統的細長構件/探針26的兩種配置。圖4a例示了探針26，該探針26被引導穿過現有內窺鏡的工作通道，以及圖4b例示了使得能夠實現獨立配置的探針26的遠端部分的剛性導管配置。

圖4a示意性地示出了內窺鏡單元60，該內窺鏡單元具有控制部分70、導管部分64以及操作遠端62。通常，內窺鏡還可以包括柄部68，以允許用戶易於抓住。內窺鏡通常配備有未具體示出的照明單元和光學傳感器，根據具體情況可以配備有各種附加的傳感器或工作元件。此外，內窺鏡可以包括被配置為沿著導管的中空通道的工作通道66，從而允許經由工作通道66來插入合適的附加部件，並且從而允許在某些操作/用途中可能需要的附加功能。

如上所述，現在描述的等離子體生成系統10的細長構件26可以被配置為細長的窄導管。探針26及其等離子體生成單元28可以被配置成理想地插入到工作通道中從而使得能夠在期望位置處施加等離子體以成為醫療操作的一部分。

通常，這樣的探針配置可能更適合於用在手術造成的空腔以及窄且深的空腔中，例如在胃腸系統、血管系統等中，或者一般用在期望或者需要使用內窺鏡的任何地方。

可替選地或者此外，圖4b示出了等離子體生成系統10的細長構件26的獨立配置。在該配置中，細長構件26具有柔性的近端部分26a和相對剛性的遠端部分26b，該相對剛性的遠端部分26b延伸至攜載等離子體生成單元28的遠端。該剛性配置允許操作者手動地或者通過自動機器臂將生成的等離子體引導至期望的位置。這配置更適合於用在諸如口腔的相對敞開的空腔中。然而，這種剛性配置在以手術打開的空腔例如開腹手術中也會是有優勢的。

圖4b還例示了位於探針26的遠端處的一個或更多個附加傳感器。圖中例示了兩個這樣的附加傳感器72和74，附加傳感器72和74包括延伸至控制箱50的線纜連接72a和74a。這樣的附加的一個或更多個傳感器例如可以包括溫度傳感器(例如熱耦合類型或者任何其他的熱傳感器)、光譜傳感器(例如光譜儀)、電場傳感器和/或磁場傳感器或者任何其他類型的傳感器中的一個或更多個。

例如，熱傳感器和/或光譜傳感器可以用於表徵生成的等離子體的特徵例如溫度、離子組分等，使用這樣的附加的一個或更多個傳感器可以給操作者提供反饋信息，和/或將這樣的附加的一個或更多個傳感器用在系統的反饋環路中以防止等離子體溫度的過度增加並且因此降低峰值電壓的重複率。此外，關於離子組分的數據可以提供等離子體效率的指示，因為輸入氣體組分中未引入的離子的存在可以指示等離子體的電子和/或離子與鄰近的生物組織進行相互作用並且生成二次離子。

為了表徵根據本技術生成的等離子體以及在生物組織的處理中等離子體的功效，發明人已經構造了如圖5a中所示的系統。另外，發明人已經執行在圖5b至圖5f中例示的若干測量。

圖5a中示出的實驗裝置的總體構造包括氣體網絡系統，該氣體網絡系統包括填充有潘寧混合氣體即98.5％ne+1.5％ar(然而可以使用任何其他的氣體混合物)的圓筒1。圓筒1經由減壓器2連接至流量計3。減壓器2的輸出直接連接至等離子體槍7的氣體輸入。系統還包括rf生成器5，該rf生成器5通過電源線纜4連接至提供220v50/60hzac電源的標準電網。rf生成器5和等離子體槍7通過低損耗的同軸柔性線纜6相互連接。等離子體槍7由支承件8保持以簡化實驗過程，等離子體槍通常如上所述安裝在探針的遠端上。在該示例中，支承件8用於保持具有測量工具的等離子體靶。

如上所述，rf生成器5生成具有需要的電壓、重複率、脈衝持續時間以及期望的佔空比的rf脈衝。在該示例性配置中，rf生成器允許在以下範圍中改變這些參數：電壓在750v與1150v之間；脈衝持續時間在450μs與800μs之間；脈衝重複率在150hz與660hz之間。所有的脈衝在由rf生成器5(電力供應單元)的諧振電路控制的1mhz的載波頻率上傳輸。

該配置可以與不同類型的等離子體槍(等離子體生成單元)一起使用，並且用下表1中例示和列出的等離子體槍來設計和測試。所有這些等離子體槍生成具有如表中所述的不同長度和直徑的穩定的冷等離子體羽。發明人已經發現等離子體槍操作可以以兩種不同的模式為特徵，所述兩種不同的模式引起不同的等離子體羽參數。第一模式即所謂的自由吹送方式(「流i」)，在等離子體羽沒有接觸靶時被實現；以及第二模式，更高能地(有效地)靶接觸方式(「流ii」)。當等離子體槍在流ii操作模式下操作時，執行下面所述的測量。等離子體點的功率幾乎不取決於等離子體槍輸出與靶之間的距離，但是強烈取決於rf脈衝的參數。

表1等離子體槍的列表

尺寸為7mm×15mm×0.2mm的銅板用作等離子體靶。發明人已經發現當靶經由10kω的電阻器接地或者電懸浮時，傳送到等離子體羽的功率的參數沒有明顯的差別。圖5b和圖5c示出了穿過等離子體羽的電流以及傳送到等離子體羽的功率的變化，作為從等離子體槍開口到靶的距離的函數。這些圖示出了針對通過10kω的電阻器接地的靶和懸浮靶的測量。在該示例中，使用編號為3的等離子槍(capillarycv1012q(三個條紋))，其具有0.5l/min的氣體流量、850v的峰值電壓以及220hz的重複率。如圖所示，在零與8mm之間的距離的增加導致電流減小而傳送功率增加。這可以指示等離子體電阻率的增加。然而，傳送功率在約7mm(其中誤差容限為0.5mm)的距離上的變化似乎不明顯，並且可以指示在該距離內傳送功率的變化不超過30％。然而，應當注意並且在圖中看到，在靶的某距離處，等離子體羽從流ii模式轉換到流i模式。在該示例中，在大於9mm的距離處，等離子體槍的操作以流i模式為特徵，其中，傳送到等離子體羽的功率減少為約8分之一併且同時幾乎不依賴於靶的距離。針對由發明人研製測試的所有等離子體槍，並且針對在500khz與4mhz之間的測試頻率的整個範圍，獲得rf電流與功率的這些相關性。此外，這似乎不隨著重複率和脈衝持續時間的變化而變化。更具體地，低功率流i模式在大距離處獲得，而高功率流ii模式在短距離處實現。

圖5d示出了在2l/min的較高氣體流量下作為靶的距離的函數的電流和rf功率。如圖所示，當等離子體槍在流ii模式下操作時，氣體流量的增加可能導致靶距離的增加，等離子體羽與靶接觸。類似地，此處使用的峰值電壓為850v，其中，重複率為222hz。

發明人已經發現rf脈衝電壓(例如降至750v)和氣體流量(例如降至0.5l/min)中一個或者兩個的降低造成穿過等離子體的rf電流的減小以及rf功率的減小。然而，峰值電壓和氣體流量對作為靶距離的函數的電流和功率的變化具有不同的影響。圖5e示出了針對750v的峰值電壓和0.5l/min的氣體流量作為距離的函數的等離子體電流和功率。與上述圖5b和圖5c相比，流模式距離是類似的。然而如圖5d所示，流量的增加造成支持流模式ii的靶距離的增加。更具體地，與850v的峰值電壓相比，流ii狀態出現時的「長度」從8mm減小至6.5mm。

這提供對作為峰值電壓和氣體流量的函數的關於等離子體羽處的功率的估計。rf平均功率也可以很容易被估計為由脈衝持續時間和重複率確定的脈衝功率和佔空比的乘積。

圖5f示出了針對1l/min和2l/min的流量與750v和1400v的峰值電壓，對不同距離處生成的等離子體進行的溫度測量。更具體地，線g1涉及1l/min的氣體流量和1400v的電壓，線g2涉及2l/min的氣體流量和750v的電壓，以及線g3涉及2l/min的氣體流量和1400v的電壓。使用上述的等離子體槍3(capillarycv1012q(三個條紋))、222hz的脈衝重複率以及750ms的脈衝持續時間來執行溫度測量。通過ar-ga光纖溫度計完成溫度測量，初始氣體溫度等於24.6℃。

如圖所示，較高的流量或較低的電壓降低等離子體溫度。另外如圖所示，取決於功率分布，等離子體溫度不超過43℃並且可以保持在約30℃。

參照圖6a至圖6f，二者示出了比較在不同類型的癌細胞的處理中等離子體的效率的體外實驗結果。圖6a示出了胰腺癌細胞的處理結果；圖6b示出了鱗狀癌細胞的處理結果；圖6c示出了結腸癌細胞的處理結果；圖6d示出了黑素瘤細胞的處理結果；以及圖6e示出了下咽細胞的處理結果。此外，圖6f總結了所有腫瘤細胞對根據本技術的ntp治療的反應。

在每個實驗中，使用ntp來處理100,000個癌細胞達不同的持續時間。作為對照組，僅用氣體來處理細胞(使電流關閉)。處理之後48小時，執行xtt測定(使用(2,3-兩個-(2-甲氧基-4-硝基-5-磺苯基)-2h-四唑-5-苯胺基甲醯))來評估細胞增殖，從而提供關於相對細胞數目的數據。

如圖所示，所有的細胞響應於ntp處理，並且在處理的90秒處展示67％及更多的增殖抑制(對所有細胞p<0.05)。胰腺癌細胞(圖6a)在90秒處顯示最低的增殖抑制(67.5％的抑制)，隨後是鱗狀癌細胞(圖6b)示出76.49％的抑制。下咽細胞(圖6e)示出76.6％的抑制，黑素瘤細胞(圖6d)示出94.9％的抑制。在圖6c中示出的結腸癌細胞對ntp處理最敏感，示出97.50％的抑制。如圖6f中所示，平均地，60秒的ntp處理引起明顯的增殖抑制，例如相對於對照(p＝0.0003)，53％至97％之間的抑制；而90秒的處理相對於對照(p＝4*10-5)造成67.5％-97.5％的增殖抑制。

參照圖7a和圖7b，二者示出了ntp應用在胰腺癌細胞(k-989)和鱗狀癌細胞(scc-7)上的結果。圖7a和圖7b示出了ntp應用在100μl的培養液體積(mediumvolume)中的100,000個癌細胞上達不同的持續時間的實驗結果。圖7a示出了剩餘的活細胞的百分比，其中g1線示出了存活的胰腺癌細胞的百分比，以及g2線示出了存活的鱗狀癌細胞的百分比。圖7b示出了在暴露於ntp之後細胞的顯微鏡圖像。在關閉功率脈衝的同時，僅用氣體來處理對照細胞。在該實驗中，等離子體參數如下：使用的等離子槍型號是型號2(capillarycv-8010q(三個條紋))，位於距細胞8mm的距離處。使用850v脈衝來生成等離子體，該850v的脈衝具有750ms的佔空比和1mhz的載波頻率。此外，該實驗使用的變速器位置(variatorposition)為5(152hz)。

如圖所示，胰腺癌細胞(k-989)分別在ntp處理30秒、60秒以及120秒之後顯示19.4％、6.85％以及0％的存活。對於類似的持續時間，scc-7細胞示出26.9％、9.32％以及0.68％的存活。所有這些數字是相對於未處理的對照細胞。

圖7b示出了在處理的0秒、60秒以及120秒處細胞的顯微鏡圖像。這些圖像證實對於120秒的ntp處理幾乎所有的細胞都被等離子體處理殺死。

圖8a和圖8b中例示了ntp處理的選擇性。在該測試中，用ntp處理不同的細胞類型。細胞類型是：圖8a中所示的胰腺癌細胞(k-989)、鱗狀癌細胞(scc-7)、正常的施萬細胞(schwancell)(sw-10)、正常的囊細胞(huc)；以及圖8b中所示的正常的成纖維細胞(3t3)。這些測試使用與結合圖7a和圖7b所示的參數類似的等離子體參數。

圖8a示出了所提及的不同細胞群的處理的實驗結果。對於每一組，用ntp將100,000個細胞處理60秒或120秒。作為對照，細胞沒有被處理。處理之後24小時，執行xtt試驗來評估細胞增殖。如這些圖中所示，ntp劑量響應相對於健康細胞和癌細胞而被改變。更具體地，在ntp處理的60秒處，ntp處理的選擇效應引起注意。在該時間處，93.14％的胰腺癌細胞和90.67％的鱗狀癌細胞被殺死。相比之下，僅30.69％的正常囊細胞被殺死，以及36.82％的正常施萬細胞被殺死(針對兩種癌細胞和兩種健康細胞，p<0.05)。

圖8b示出了針對3t3健康的成纖維細胞以及兩個癌細胞系k989和scc-7在處理之後24小時、48小時以及72小時測量的相對細胞數目。細胞被用ntp處理30秒。作為對照，僅用氣體處理細胞(數據未示出)。如圖所示，ntp響應在健康細胞與癌細胞之間隨著時間變化。特別地，在24小時、48小時以及72小時處，健康的3t3成纖維細胞分別具有45.5％、58.9％以及32.3％的活細胞。k989細胞中的活細胞的百分比分別是13.7％、12.9％以及21.2％，scc-7細胞中的活細胞的百分比分別是32.6％、12.23％以及6.4％。

這些結果大體上說明在處理60秒處癌細胞比健康細胞對ntp處理更加靈敏。ntp毒性以不同的力度(dynamics)影響健康細胞和癌細胞，在48小時處，毒效對健康細胞是最小的，而對癌細胞是顯著的。

參照圖9，其示出了處理技術之間的比較，所述處理技術之間的比較的區別在於處理時間與ntp處理的重複率。測試四個細胞群：dld-1結腸癌細胞；以及包括huc、3t3以及sw-10的健康細胞。對於每一組，用ntp將100,000個細胞處理45秒，而ntp脈衝的重複率變化如下：0＝未處理，3＝156hz，6＝217hz，9＝434hz。另一細胞群以217hz的ntp重複率和400毫秒的脈衝持續時間而非用於其餘樣本的750毫秒來測試，被標記為6-400。處理之後48小時，執行xtt試驗來評估細胞增殖，在圖9中示出了結果。在六摺扇狀物(hexa-plicate)中執行所有的實驗。用於實驗的等離子體參數如下：載波頻率1mhz；峰值電壓850v；佔空比750ms(或者400ms)；以及氣流3l/min。同樣，等離子體槍頭位於距離靶細胞7mm處。如圖中所示，400毫秒的脈衝持續時間(群6-400)幾乎沒有提供影響(ntp殺傷)。750毫秒的脈衝以線性方式影響癌細胞，並且當重複率增加時增值率降低。該線性相關在健康細胞中不明顯，其中每種細胞類型對ntp重複率表現出不同敏感度。對於434hz的頻率，在癌細胞與健康細胞之間獲得最大的選擇性。dld-1癌細胞顯示65.4％的細胞死亡，而健康細胞顯示41.4％的最大死亡(3t3成纖維細胞)。

參照圖10，其比較ntp處理之後胰腺癌細胞(k-989)的反應。沒有通過ntp來處理對照細胞，而測試細胞如上所述通過ntp處理120秒。處理之後3小時，細胞被用胱天蛋白酶3/7(用白色箭頭標記)、活性氧以及活性氮種(分別是ros和rns，線條)染色。在40倍放大的螢光顯微鏡中觀察細胞，分別使用綠色濾波器和紅色濾波器針對胱天蛋白酶3/7、ros以及nrs來單獨拍攝圖像。

如圖所示，在對照組中沒有檢測到胱天蛋白酶的活化也沒有檢測到ros/rns。與之對照，在經處理的細胞中胱天蛋白酶3/7的活化被示為細胞核的染色。ros/rns染色劑僅在通過紅色細胞質染色的細胞部分被檢測到。這些結果共同指示ntp處理引起癌細胞凋亡，作為細胞死亡的機理。ntp處理還引起癌細胞中ros/rns的積累，儘管處理之後三小時，自由基負荷仍不均勻。

圖11a和圖11b示出了ntp處理的dld-1結腸癌細胞的γh2ax處理的實驗結果。圖11a示出了細胞的wb面(wbpanel)，以及圖11b示出了γh2ax的量化。

在該實驗中，如上所述通過ntp將dld-1細胞處理10秒和30秒，一組對照細胞沒有被處理。處理之後24小時，細胞被溶解，並且針對γh2ax執行蛋白免疫印跡。絲氨酸139上的組蛋白h2ax磷酸化產生γh2ax，γh2ax是dna雙鏈斷裂(dsb)的敏感指標。為了將印記標準化，肌動蛋白被標記為對照。

如圖所示，通過ntp處理的結腸癌細胞以劑量響應的方式顯示dsb：10秒的ntp處理引起γh2ax的增加，而30秒的處理甚至引起更大的增加。這指示ntp處理以與劑量相關的方式引起dsbdna斷裂，類似於通過電離輻射看到的效應。

參照圖12a至圖12e，它們示出了使用ntp對活老鼠中的黑素瘤b-16細胞的體內黑素瘤處理。圖12a示出了使用的處理方案；圖12b示出了應用在老鼠上的處理；圖12c示出了腫瘤減小的結果；以及圖12d和圖12e示出了處理之後對癌穿透至表皮層的抑制。

圖12a所示的研究設計如下：在第0天，一百萬黑素瘤細胞被皮內注射給15隻老鼠。在第7天，所有腫瘤具有直徑大於7mm的尺寸。研究由兩個處理臂(arm)組成，所述兩個處理臂應用相同的總體等離子體劑量：在低分割臂中，應用2次處理，每次125秒，每周一次。在高分割臂中，應用10次處理，每次25秒。作為對照，具有腫瘤的老鼠沒有被處理。另一臂沒有腫瘤的老鼠通過兩臂方案被處理，作為ntp在正常皮膚上的效果的對照。在研究結尾，使用ivis來掃描老鼠，以便估計黑素瘤對皮膚表面的穿透(光譜：500nmex，600nmem，其中，灰色信號突出黑素瘤的皮膚穿透)，測量腫瘤，並且處理所有的樣品以用於病理評估。圖12b示出了具有黑素瘤的老鼠的等離子體處理的一部分。腫瘤周圍的黑色點是用於標記ntp處理區域的花紋。

圖12c示出了低分割(fractionated)ntp治療和高分割ntp治療的結果，二者分別造成明顯的腫瘤體積縮小55％和41％(獨立地p<0.01)。兩臂之間的區別不明顯(p＝0.615)。圖12d和圖12e示出了與對照(圖12e)相比在低分割處理臂(圖12d)中表皮層穿透減少48.2％，並且圖12d和圖12e分別示出了腫瘤尺寸為62,608像素以及相比較的120,868像素(p<0.01)。

圖13a至圖13f示出了病理結果。在沒有被處理的臂中(圖13c)沒有明顯的腫瘤壞死。在低分割臂(圖13a)中，看到均勻的腫瘤壞死，從皮膚表面穿透1.5cm。與之對照，高分割治療(圖13b)引起分散的腫瘤壞死區域。此外，如圖13d至圖13f所示，兩種處理方案都沒有對正常皮膚造成明顯損害。

上文示出的體內結果說明ntp處理具有有效的體內療效，使得黑素瘤及其他癌症類型大幅縮小。低分割處理療程產生稍微更好的功效——雖然在統計上不明顯。另一方面，在病理上，注意到處理臂之間的顯著區別，在低分割處理臂中具有標記的均勻的腫瘤壞死與從皮膚表面的1.5cm的最大穿透。更重要地，正常皮膚不受ntp處理影響，從而加強ntp對癌細胞的選擇效應。

因此，本發明提供生成冷等離子體的新穎的系統和技術。本發明的技術和系統提供具有期望功率和溫度的受控的等離子體生成，使得能夠在體外和體內選擇性處理癌細胞與異常細胞。

本發明的技術還可以用於下述狀況中的任何一個的處理：病毒、細菌、真菌、以及原蟲感染的處理；人造物質或移植物的處理；腫瘤或者癌前狀況的處理；體組織的處理；炎症性疾病的處理；傷口的處理；牙齒和牙周病的處理；以及各種類型的美容處理。

本發明的系統可以使用內窺鏡等離子體處理探針來在被處理的人類或者動物的空腔內局部應用冷等離子體。這在使用長的電力傳送電傳輸通道的情況下是可行的，其中，電傳輸通道實際上作為rf振蕩器的諧振電路的一部分。因此，電傳輸通道的使用不影響等離子體生成的頻率，也不會引起系統損耗。

此外或者可替選地，根據一些實施方式，本技術提供同軸線纜和等離子體生成單元的特別設計，該特別設計具有金屬(例如銀)塗覆的內電極和外電極以及內導體與外導體之間的鐵氟龍絕緣。線纜設計產生可忽略地小的能量損耗並且因此大幅降低線纜的發熱並且允許線纜被安全地放置在體內。這顯著地提高系統操作的效率。

此外，根據本發明的一些實施方式，系統使用通過同軸線纜或者傳輸通道傳輸的一系列一個或更多個rf脈衝。根據一些實施方式，脈衝被配置成對病患沒有危險，因為內電極絕緣並且外電極接地。此外，高頻脈衝在非常短的持續時間內具有高電壓(例如納秒時間級別)並且因此對病患非常安全，這是因為與持續時間長的脈衝相比需要更大的電壓以獲得擊穿。與分離的單電壓脈衝或者10khz頻率的rf脈衝相比，這樣的具有mhz頻率的rf脈衝需要更低的電壓幅度來引發等離子體，因此增加設備的安全性。除非另外限定，否則本文使用的所有科技術語具有與本發明所屬領域的一名普通技術人員通常理解的含義相同的含義。雖然與本文描述的那些方法和材料類似或等價的方法和材料可以用在對本發明的實踐或者測試中，但是本文描述合適的方法和材料。在衝突的情況下，包括定義的本專利說明書將起決定作用。此外，材料、方法以及示例僅是說明性的而非意在限制。