消融是用于治疗诸如良性和恶性肿瘤、心脏心律不齐、心脏节律 障碍和心动过速的某些组织的重要的治疗手段。大多数得到认可的消 融系统利用射频(RF)能量作为消融能量源。因此，当前有许多对医 生可用的基于RF的导管和功率源。然而，RF能量有一些局限性，包 括表面组织内能量的快速消散导致浅的“烧伤”，以及无法进入更深的 肿瘤或者心律不齐的组织。RF消融系统的另一个局限性是有在能量 发射电极上形成焦痂和凝块的倾向，其限制了电能的进一步沉积。
微波能量是用于加热生物组织的有效的能量源，而且用在例如注 射之前的癌症治疗和血液的预加热的应用中。因此，考虑到传统的消 融技术的缺点，当前存在对利用微波能量作为消融能量源的巨大的兴 趣。微波能量优于RF的优点是更深的穿透进入组织、对炭化不敏感、 不是必需接地、更加可靠的能量沉积、更快的组织加热、以及比RF 产生更大的热损伤的能力，这大大简化了目前的消融进程。因此，有 许多正在研发之中的利用微波频率范围内的电磁能量作为消融能量 源的装置(参见例如U.S.专利序列号：4641649、5246438、5405346、 5314466、5800494、5957969、6471696、6878147和6962586，它们 中的每一个的全部内容均作为参考包含于此)。
不幸的是，当前配置用于传递微波能量的装置存在缺陷。例如， 由于功率和治疗时间的实际限制，当前的装置产生相对较少的损伤。 由于馈线的功率运送能力较小，当前的装置有功率的局限性。然而， 更大尺寸的馈线是不受欢迎的，因为它们更不容易经由皮肤插入而且 可能增大进程上的并发症率。此外，以较高的功率加热馈线可能导致 该装置的插入区域周围的烧伤。
需要改进的系统和装置用于传递能量到组织部位。此外，需要改 进的能够传递微波能量而没有相应的微波能量损耗的系统和装置。此 外，需要能够经由皮肤传递微波能量到患者的组织而没有不期望的组 织烧伤的系统和装置。此外，需要用于传递期望数量的微波能量而不 需要物理上有较大侵袭性的部件的系统。

本发明涉及用于传递微波能量到组织的系统和装置，用于宽范围 的应用，包括医疗过程(例如：组织消融，切除术，烧灼术，血管血 栓形成，中空内脏的腔内消融、治疗心律不齐的心脏消融，电外科学， 组织采集，整容手术，眼内使用等等)。本发明尤其涉及用于以优化 的特征阻抗传递微波能量传递的系统和装置。在某些实施例中，通过 带有本发明的系统和装置的微波能量应用提供用于治疗组织部位(例 如肿瘤)的方法。
本发明提供采用了用于以优化的特征阻抗传递能量的部件的系 统、装置和方法。在一些实施例中，通过使用具有较小物理尺寸的天 线以便使得治疗的组织和机体内的侵袭最小，所述系统、装置和方法 允许以最小的功率消散传递期望数量的能量。
本发明并不受限于装置的类型或所采用的用法。当然，可以以任 何期望的方式配置所述装置。同样，可以在将要传递能量的地方的任 何应用中使用所述系统和装置。这种使用包括任何以及所有的医学上 的、兽医的以及研究应用。然而，本发明的系统和装置可以用在农业 环境、制造业环境、机械环境、或者将要传递能量的任何其它应用。
在一些实施例中，本发明提供一种用于传递能量的装置，其中所 述装置以高于50Ω的特征阻抗工作(例如50和90Ω之间；例如高于 50，…，55，56，57，58，59，60，61，62，…，90Ω)。在一些实 施例中，特征阻抗为77Ω。
所述装置并不限于传递特定类型的能量。在一些实施例中，由所 述装置传递的能量的类型为微波能量，在其它的实施例中该能量类型 为射频能量，而在另外的实施例中其是微波能量和射频能量二者。
在一些实施例中，所述装置配置用于经由皮肤的、血管内的、心 脏内的、腹腔内窥镜的、或者外科的能量传递。在一些实施例中，所 述装置配置用于传递能量到目标组织或部位。本发明不受目标组织或 部位的特性的限制。使用包括但不限于心脏心律不齐的治疗，肿瘤消 融(良性或恶性的)，外科手术期间、创伤后出血控制，用于任何其 它的出血控制，除去软组织，组织切除和采集，静脉曲张的治疗，腔 内组织消融(例如，为了治疗诸如巴雷特食道(Barrett’s Esophagus) 和食道腺癌的食道病变)，骨瘤、常规骨、以及良性骨病症的治疗， 眼内使用，整容手术中使用，包括脑肿瘤和电扰动的中枢神经系统的 病理学的治疗，以及用于任何目的的血管的烧灼。在一些实施例中， 所述外科应用包括消融疗法(例如，为了实现凝固性坏死)。在一些 实施例中，所述外科应用包括针对例如转移性肿瘤的目标的肿瘤消 融。在一些实施例中，所述装置配置用于在任何期望的位置以对组织 或机体最小的损伤移动和定位，组织或机体包括但不限于脑、颈、胸、 腹、以及骨盆。在一些实施例中，所述装置配置用于例如通过计算机 化段层摄影、超声波、磁共振成像、放射检查等等来导向传递。
在一些实施例中，所述装置包括一个同轴传输线。所述装置并不 限于特定类型的同轴传输线。在一些实施例中，所述同轴传输线有一 个中心导体、一个介质单元、以及一个外部屏蔽。在一些实施例中， 所述介质单元具有接近于0的传导率。在一些实施例中，所述介质单 元是空气、气体、流体或它们的组合。优选地，介质单元缺乏或者基 本上没有固体介质绝缘体。在一些实施例中，尽管可以预期更大和更 小的直径，中心导体的直径大约为0.013英寸。在一些实施例中，外 部屏蔽为20号针或者类似的直径为20号针的部件。优选地，外部屏 蔽不大于16号针(例如，不大于一个18号针)。在一些实施例中， 外部屏蔽为17号针。然而，在一些实施例中，可以如期望的那样使 用更大的装置。例如，在一些实施例中，使用12标准尺寸的直径。 本发明并不受限于外部屏蔽部件的大小。在一些实施例中，为了传递 能量到期望的位置，中心导体配置为延伸超出外部屏蔽。在优选实施 例中，不管端接其远端的天线的类型如何，为了使功率消散最小而优 化一些或所有的馈线特征阻抗。
在一些实施例中，本发明的系统提供多个馈线和/或多个天线以 便影响患者的一个或多个位置。这种应用包括但不限于治疗较大的肿 瘤块或具有不规则形状的肿瘤块，其中一个或多个能够传递能量的部 件被插入到肿瘤的第一位置，而一个或多个部件被插入到肿瘤的第二 (第三，等等)位置。在一些实施例中，能够传递能量的第一部件为 第一尺寸而能够传递能量的第二部件为第二尺寸。这样的一个实施例 在针对特殊的应用传递期望数量的能量中增加了用户的选择。例如， 在由将装置插入到患者造成的损伤的大小更加不相关而且将被消融 的肿瘤区域较大的实施例中，用户可能选择一个较大的针以便传递更 多的能量。反之，在要使与插入相关的损伤最小的实施例中，可以使 用两个或者更多个更小的针(例如，捆扎在一起或者单独地)。在优 选实施例中，不管端接其远端的天线的类型如何，为了使功率消散最 小而优化一些或所有的馈线特征阻抗。在一些实施例中，所述装置在 其内有多个相同或不同外形的天线阵(例如，伞形探针、三叉形等等)。
在一些实施例中，所述系统配置用于循环冷却剂(例如，空气、 流体等等)以便帮助减少装置内以及沿装置的不希望的发热。本发明 并不受限于所采取的冷却的机制。
在一些实施例中，本发明的所述系统的一个或多个部件可能包含 涂层(例如，特氟隆或任何其它的绝缘体)以便帮助减少发热或者给 予部件或系统其它的期望的属性。
在一些实施例中，所述装置还包括用于调节传递到肿瘤部位的能 量的数量的调谐单元。在一些实施例中，所述调谐单元由系统的用户 手动调节。在一些实施例中，所述装置被预调谐到所期望的组织而且 在治疗过程中自始至终是固定的。在一些实施例中，所述调谐单元是 自动调节的而且由本发明的一个处理器控制。在一些实施例中，所述 处理器随时间的过去调节能量传递以便提供贯穿治疗过程的恒定的 能量，考虑的任何数量的期望因素包括但不限于热量、目标组织的特 性和/或位置、期望的损坏的大小、治疗时长、对敏感器官的接近等等。 在一些实施例中，所述系统包括一个给用户提供、或者给持续或不时 地监控所述装置的功能的处理器提供反馈的传感器。所述传感器可能 记录和/或报告返回任何数量的特性，包括但不限于：系统的部件的一 个或多个位置的热量，组织处的热量，组织的特性等等。所述传感器 可以是诸如CT、超声波、磁共振成像、或任何其它的成像装置的形 式的成像装置。在一些实施例中，特别是针对研究应用，所述系统记 录和存储通常用于将来的系统优化和/或用于在特殊条件(例如，病人 类型、组织类型、目标部位的大小和外形、目标部位的位置等等)下 优化能量传递的信息。
在某些实施例中，本发明提供用于消融治疗的系统，包括一个功 率分配器以及一个用于经由皮肤传递能量到组织部位的装置，其中所 述装置以高于50Ω的特征阻抗工作。在一些实施例中，所述功率分配 器包括一个配置用于传递能量到多个天线的功率分流器(例如，每个 天线的能量功率相同，不同的天线的能量功率不同)。在一些实施例 中，所述功率分流器能够接收来自一个或多个功率分配器的功率。
在某些实施例中，本发明提供用于治疗组织部位的方法，包括提 供目标组织或机体以及用于传递能量到组织部位的装置，其中所述装 置以高于50Ω的特征阻抗工作。在这种实施例中，所述方法还包括装 置在所述组织部位的附近定位所述装置，以及使用所述装置经由皮肤 传递一定数量的能量到所述组织部位。在一些实施例中，所述能量传 递导致例如所述组织部位的消融、和/或血管的血栓形成、和/或组织 部位的电穿孔。在一些实施例中，所述组织部位是肿瘤。在一些实施 例中，所述组织部位包括下述的一个或多个：心、肝、生殖器、胃、 肺、大肠、小肠、脑、颈、骨、肾、肌肉、腱、血管、前列腺、膀胱、 以及脊髓。
在一些实施例中，所述装置配置用于经由皮肤的、血管内的、心 脏内的、腹腔内的、或者外科的能量传递。在一些实施例中，所述装 置配置用于传递能量到目标组织或部位。本发明并不受限于目标组织 或部位的特性。使用包括但不限于：心脏心律不齐的治疗，消融肿瘤 (良性或恶性的)，外科手术期间、创伤后出血控制，用于任何类型 的出血控制，除去软组织，组织切除和采集，静脉曲张的治疗，腔内 组织消融(例如，为了治疗诸如巴雷特食道和食道腺癌的食道病变)， 骨瘤、常规骨以及良性骨病症的治疗，眼内使用，整容手术中使用， 包括脑肿瘤和电扰动的中枢神经系统的病理学的治疗，以及用于任何 目的的血管的烧灼。在一些实施例中，所述外科应用包括消融疗法(例 如，为了实现凝固性坏死)。在一些实施例中，所述外科应用包括针 对例如转移性肿瘤目标的肿瘤消融。在一些实施例中，所述装置配置 用于在任何期望的位置以对组织或机体最小的损伤移动和定位，组织 或机体包括但不限于脑、颈、胸、腹、以及骨盆。在一些实施例中， 所述装置配置用于例如通过计算机化段层摄影、超声波、磁共振成像、 放射检查等等来导向传递。
本发明的系统、装置和方法可以连同其它的系统、装置和方法一 同使用。例如，本发明的系统、装置和方法可以与其它的消融装置， 其它的医疗装置、诊断方法和试剂、成像方法和试剂、以及治疗方法 和药剂一同使用。使用可以与别的干涉同时或者在别的干涉之前或之 后发生。本发明预期本发明的系统、装置和方法与任何其它的医学干 涉一同使用。
附图说明
图1示出了用于微波疗法的系统的原理图；
图2示出了用于传递微波能量的装置的原理图；
图3示出了用于各种同轴传输线的示例性电缆温度。

本发明涉及用于传递微波能量到组织的系统和装置，用于宽范围 的应用，包括医疗过程(例如：组织消融，心律不齐的治疗，烧灼术， 血管血栓形成，电外科学，组织采集等等)。本发明尤其涉及以优化 的特征阻抗用于传递微波能量的系统和装置。在某些实施例中，通过 带有本发明的系统和装置的微波能量的应用提供用于治疗组织部位 (例如肿瘤)的方法。
在优选实施例中，本发明的系统、装置和方法使用微波能量。在 组织的消融中使用微波能量有多种优点。例如，微波具有较宽的功率 场密度(例如，天线周围大约2cm，其取决于所应用的能量的波长)， 具有相应的大的有源加热区域，从而允许在目标区域以及在血管周围 的区域二者内实现均匀的组织消融(参见例如国际公开No.WO 2006/004585；其全部内容作为参考包含于此)。另外，微波能量具有 利用具有更快的组织加热的多个探针来消融组织的较大或多个区域 的能力。微波能量具有穿透组织以产生具有极少表面加热的深度损伤 的能力。能量传递时间比射频能量要短而且探针可以充分地加热组 织，以产生具有可预测和可控深度的均匀和对称损伤。微波能量在血 管附近使用时通常很安全。而且，微波并不依赖于电传导；它们可以 通过组织、流体/血液、以及空气辐射。因此，它们可以用在组织、管 腔、肺、以及血管内。
下面提供的示意性实施例根据医疗应用(例如通过微波能量的传 递消融组织)描述了本发明的系统和装置。然而，应理解的是，本发 明的系统和装置并不局限于医疗应用。另外，该示意性实施例根据配 置用于组织消融的医疗装置描述了本发明的系统和装置。应理解的 是，本发明的系统和装置并不局限于配置用于组织消融的医疗装置。 该示意性实施例描述了根据微波能量的本发明的系统和装置。应理解 的是，本发明的系统和装置并不局限于特定类型的能量(例如射频能 量)。
本发明的系统和装置相比当前可用的系统和装置具有许多优点。 例如，利用微波能量的当前可用的医疗装置的主要缺陷在于，通过传 输线将能量不期望地消散在患者的组织上导致不期望的烧伤。这种微 波能量损失源自于当前可用的医疗装置的设计内的局限。特别是，利 用微波能量的医疗装置通过同轴导线传送能量，同轴导线内具有围绕 内导体的介质材料(例如，聚四氟乙烯或PTFE)。诸如PTFE的介 质材料具有有限的导电率，这导致传输线的不期望的产热。当供应必 要的能量足够长的时间周期以实现组织消融时尤为如此。本发明提供 了能克服这种缺陷的系统、装置和方法。特别是，本发明提供缺少或 基本上没有固体介质绝缘体的装置。例如，利用空气取代传统的介质 绝缘体地结果是工作于77Ω的有效装置。在一些实施例中，这些装置 使用导电率接近于0的介质材料(例如空气、水、惰性气体、真空、 部分真空或上述的组合)。本发明并不局限于上述装置，由此可以生 成更高阻抗的装置。下面将更为详细地描述通过使用具有导电率接近 于0的介质材料的同轴传输线大大降低本发明的医疗装置内的传输线 的总体温度，由此大大降低不期望的组织发热。
因此，在一些实施例中，本发明的系统和装置具有较高的特征阻 抗(例如在50和90Ω之间；例如，高于50，…，55，57，58，59， 60，61，62，…，90Ω等等)。用于医疗装置内的同轴传输线的标准 阻抗为50Ω或更低。通常，具有低于50Ω的阻抗的同轴传输线具有较 高的热量损伤，因为存在有限导电率值的介质材料。因此，具有阻抗 在50Ω或更低阻抗的同轴传输线的医疗装置沿传输线具有较高的热量 损失。本发明通过利用具有接近于0的导电率的介质材料(例如空气) 的同轴传输线以及用于实现同一目标的其它方法来克服这个问题。
另外，通过提供具有导电率接近于0的介质材料的同轴传输线以 及避免使用典型的介质聚合物，同轴传输线可以设计成使得能够装入 小的针内(例如18～20号针)。通常，由于笨重的介质材料的影响， 配置用于传递微波能量的医疗装置被设计成装入较大的针内。由于仅 有的商业装置(Microtaze，Nippon Shoji，Osaka，Japan.2.450MHz， 1.6mm直径探针，70W，60秒)创建的较大探针尺寸(14标准尺寸) 和相对小的区域坏死(直径1.6cm)(Seki T等人，Cancer 74：817 (1994))，微波消融尚未被广泛地在临床上使用。其它装置使用冷 却外部水套，这种冷却外部水套也增大了探针尺寸而且还增大了探针 损坏。这些大的探针尺寸增大了胸部和腹部使用时的复杂性的风险。 在本发明的一些实施例中，进入人体的装置的部分的最大外径为 16-18标准尺寸或更小。
本发明使用大于50Ω(例如接近77Ω)的特征阻抗的系统和装置 在任何类型的医疗装置中都能使用，在这些类型的医疗装置中，其中 能降低或避免传输线的过热。
下面描述本发明的某些优选实施例。本发明并不局限于这些实施 例。
图1示出了工作于接近77Ω的特征阻抗(例如50和90Ω之间； 例如高于50，…，55，56，57，58，59，60，61，62，…，90Ω等等) 的微波治疗系统100的原理图。微波治疗系统100并不局限于一种特 定类型的微波治疗。事实上，微波治疗系统100涵盖了任何类型的微 波治疗(例如，使组织(例如癌细胞)暴露到高温中以便杀死该组织， 或者使该组织对替代的治疗形式更为敏感(例如使该组织对辐射的影 响更为敏感，使该组织对抗癌药更为敏感))。在一些实施例中，微 波治疗系统100通常包括一个发生器110、一个功率分配系统120、 以及一个敷贴器(applicator)装置130。
仍然参考图1，在一些实施例中，发生器110充当微波治疗系统 100的能量源。在一些实施例中，发生器110配置用于提供多达100 瓦的2.45GHz频率的微波功率，尽管本发明并不受限于此。微波治疗 系统100并不受限于特定类型的发生器100。所发现的与本发明一同 使用的示例性发生器包括但不限于可从Cober-Muegge、LLC、 Norwalk、Connecticut，USA得到的那些发生器。
仍然参考图1，在一些实施例中，发生器110内部具有工作于接 近77Ω(例如50和90Ω之间；例如高于50，…，55，56，57，58， 59，60，61，62，…，90Ω等等)的特征阻抗的功率输出端口。在一 些实施例中，发生器110内的部件具有接近77Ω的特征阻抗或者可以 变换成接近77Ω的特征阻抗。在一些实施例中，发生器110内部具有 77Ω特征阻抗的磁控管源，其驱动均为77Ω的定向耦合器和同轴连接 器(输出端口)。在一些实施例中，发生器110内部具有接近50Ω(例 如，45Ω，47Ω，49Ω，51Ω，53Ω)的特征阻抗的磁控管源，但是利 用例如传输线变换器其也可变换成接近77Ω。
仍然参考图1，在一些实施例中，功率分配系统120将来自发生 器110的能量分配给敷贴器装置130。功率分配系统120并不局限于 从发生器110采集能量的特定方式。功率分配系统120并不局限于将 能量提供给敷贴器装置130的特定方式。在一些实施例中，功率分配 系统120工作于接近77Ω的阻抗。在一些实施例中，功率分配系统 120被配置成变换发生器110的特征阻抗，使得其匹配敷贴器装置130 的特征阻抗(例如77Ω)。
仍然参考图1，在一些实施例中，敷贴器装置130被配置成从功 率分配系统120接收微波能量并将该微波能量传递给一个负载(例如 组织)。在一些实施例中，敷贴器装置130工作于77Ω的特征阻抗。 在一些实施例中，敷贴器装置130被配置成变换功率分配系统120的 特征阻抗，使得其匹配敷贴器装置130的特征阻抗水平(例如77Ω)。
图2示出了敷贴器装置130的原理图。本领域的技术人员将理解 能够实现本发明的各个物理和/或功能方面的任何数量的可选配置。如 图2所示，敷贴器装置130包括近同轴传输线150和远同轴传输线155。
仍然参考图2，近同轴传输线150和远同轴传输线155并不局限 于一种特定类型的材料。在一些实施例中，近同轴传输线150和远同 轴传输线155由商用标准的0.047英寸的半刚性同轴电缆构成，这种 同轴电缆的聚合物介质已经被去除。在一些实施例中，近同轴传输线 150和远同轴传输线155是镀银的，虽然本发明并不局限于此。近同 轴传输线150和远同轴传输线155并不局限于特定的长度。
仍然参考图2，在一些实施例中，近同轴传输线150具有近同轴 外部屏蔽160。在一些实施例中，近同轴传输线150具有近同轴中心 导体170。在一些实施例中，近同轴中心导体170被配置成沿着其长 度方向传导冷却流体。在一些实施例中，近同轴中心导体170是中空 的。在一些实施例中，近同轴中心导体170具有例如0.012英寸的直 径。在一些实施例中，近同轴传输线150缺少聚合物介质层。在一些 实施例中，近同轴传输线150利用导电率接近于0的介质材料(例如 空气、气体、流体)。在一些实施例中，近同轴传输线150具有接近 64.2Ω或更大的特征阻抗。在本发明的开发过程中进行的实验证明了 具有导电率接近于0的介质材料(例如空气)以及直径接近0.012英 寸的近同轴中心导体170结果导致近同轴传输线150的阻抗增大(例 如64.2Ω)。近同轴传输线150的阻抗增大允许使用敷贴器装置130， 而且沿着近同轴传输线150没有不期望的产热。
仍然参考图2，在一些实施例中，远同轴传输线155具有远同轴 外部屏蔽165。在一些实施例中，远同轴传输线155具有远同轴中心 导体175。在一些实施例中，远同轴中心导体175被配置成沿着其长 度方向传导冷却流体。在一些实施例中，远同轴中心导体175是中空 的。在一些实施例中，远同轴中心导体175具有例如0.013英寸的直 径。在一些实施例中，远同轴传输线155缺少聚合物介质层。在一些 实施例中，远同轴传输线155利用导电率接近于0的介质材料(例如 空气、气体、流体)。在一些实施例中，远同轴传输线155的特征阻 抗为77Ω。假如远同轴中心导体175具有导电率接近于0的介质材料 (例如空气)而且直径接近0.013英寸，则结果是远同轴传输线155 的阻抗增大(例如77Ω)。远同轴传输线155的阻抗增大允许使用敷 贴器装置130，而且沿着远同轴传输线155没有不期望的产热。
仍然参考图2，远同轴传输线155被配置成与近同轴传输线150 匹配。在一些实施例中，近同轴传输线150安装在远同轴传输线155 之内，使得外部的远同轴外部屏蔽165被放置在近同轴外部屏蔽160 的外部。在一些实施例中，近同轴中心导体170与远同轴中心导体175 对准。在一些实施例中，近同轴中心导体170与具有介质珠180的远 同轴中心导体175对准。敷贴器工具130并不局限于特定类型或尺寸 的180(例如：环氧树脂珠、陶瓷珠、特氟隆珠、迭尔林珠)。
仍然参考图2，远同轴外部屏蔽165并不局限于一种特定的功能。 在一些实施例中，远同轴外部屏蔽165充当插入到对象的针。远同轴 外部屏蔽165并不局限于一种特定的材料成份。在一些实施例中，远 同轴外部屏蔽165的材料成份为不锈钢。在一些实施例中，远同轴外 部屏蔽165的材料成份是镀银的不锈钢。远同轴外部屏蔽165并不局 限于特定尺寸。在一些实施例中，远同轴外部屏蔽165的尺寸为17 号针或更小。在一些实施例中，远同轴外部屏蔽165的尺寸为20号 针或更小。
仍然参考图2，近同轴传输线150和远同轴传输线155之间的重 叠充当可滑动关节179。在一些实施例中，可滑动关节179允许套入 (例如延伸出)远同轴中心导体175超出远同轴外部屏蔽165的远端 以外。基于这样的延伸，远同轴中心导体175就充当谐振单极天线， 其中电场在暴露的远同轴中心导体175的末端达到峰值。远同轴中心 导体175并不局限于特定量的延伸。在一些实施例中，远同轴中心导 体175被暴露一定长度以确保阻抗与传输线匹配。在使用中，暴露的 远同轴中心导体175被施加到人体的组织用于治疗目的(下面将进行 详细描述)。可滑动关节179还允许调谐敷贴器装置130使得近同轴 传输线150和远同轴传输线155之间的阻抗水平可调节。
仍然参考图2，近同轴外部屏蔽160和远同轴外部屏蔽165的内 部具有通气孔部分190(例如，格状或者缝状通气孔部分)。通气孔 部分190并不局限于特定的类型或尺寸。在一些实施例中，通气孔部 分190允许消耗例如冷却流体或气体。
本发明的系统和装置可以结合到各种各样的系统/成套设备实施 例中。例如，本发明与任何的一个或多个附件介质(例如，外科器械、 辅助治疗过程的软件、处理器、体温监测装置等等)一起提供包含一 个或多个发生器、功率分配系统、以及敷贴器装置的成套工具。本发 明并不局限于任何特定的附件介质。此外，本发明预期成套工具包括 随同本发明的系统和装置和/或药用介质(例如，镇静药物、局部防腐 剂、局部麻醉)一道的指令(例如，消融指导、药物的指令)。
本发明的装置可以用在涉及传递能量(例如，微波能量)到组织 部位的任何医学过程(例如，经由皮肤的或外科的)。本发明并不局 限于特定类型或类别的组织部位(例如，脑、肝、心脏、血管、脚、 肺、骨等)。例如，可发现本发明的系统用在消融肿瘤部位中。在此 情况下，敷贴器装置被插入到例如患者体内，使得远同轴外部屏蔽的 末端被放置到期望的肿瘤部位的附近。随后，发生器用于以特征阻抗 水平给功率分配系统提供期望数量的微波能量，功率分配系统随后以 特征阻抗水平为敷贴器装置提供能量。接着，通过使用可视的介质， 远同轴中心导体从远同轴外部屏蔽以保持该特征阻抗水平的方式伸 出。接着，期望数量的微波能量被传递到期望的组织部位(例如肿瘤)， 生成强度足够的电场以便消融所期望的组织部位。由于敷贴器装置的 传输线从头至尾维持该特征阻抗水平，这大大降低了传输线的总体温 度，结果是减少了不期望的组织过热的可能性。本发明还提供涉及同 时使用多个(例如两个或更多个)敷贴器装置用于组织治疗的方法。 在一些实施例中，本发明提供其中同时使用多个定相实现建设性和破 坏性干涉(例如，用于选择性破坏和防护组织部位的各部分)的天线 的方法。
在一些实施例中，本发明还提供用于通过监测组织部位的温度 (例如，通过反馈系统)来调整提供给组织部位的微波能量的数量的 软件。在这种实施例中，该软件配置用于与本发明的微波治疗系统相 互作用，以便能够增大或减少(例如调谐)传递给组织部位的能量的 数量。在一些实施例中，被治疗的组织部位类型(例如肝脏)被输入 到该软件中，以便允许该软件基于预先校准的用于该特定类型的组织 部位的方法，调整(例如调谐)到该组织部位的微波能量的传递。在 其它实施例中，该软件提供对系统的用户有用的基于特定类型的组织 部位显示特性的表或图。在一些实施例中，为了例如缓慢施放 (ramping)功率以便避免由于高温造成的快速除气的组织破裂的目 的，该软件提供能量传递算法。在一些实施例中，该软件允许用户选 择功率、治疗持续时间、针对不同的组织类型的不同的治疗算法、同 时对多个天线模式中的各天线施加功率、在各天线之间切换功率传 递、相干和不相干的相位调整、等等。
在一些实施例中，该软件配置用于成像设备(例如，CT、MRI、 超声波)。在一些实施例中，该成像设备软件允许用户基于已知的组 织的热力学和电特性以及天线的位置作出预测。在一些实施例中，该 成像软件允许生成组织部位(例如肿瘤、心律不齐)的位置、天线的 位置的三维图像，而且生成消融区域的预测图像。
实例
实例1
已经检验了具有聚四氟乙烯(PTFE)介质材料、空气介质材料、 铜导线和银导线的不同组合的几种同轴传输线的功率损耗。如图3所 示，带有PTFE介质电缆的标准铜导体产生最高的温度(100W输入 功率时为～92℃)。去掉该PTFE电介质给出的阻抗为64Ω，其结果 是无论是用铜(Cu)还是用银(Ag)作为内部导体都不会改变的更 低的温度(100W时为～76℃)。改变内-外导体直径比以便创建具有 空气电介质的77Ω的电缆的结果是最低的温度(100W时为～66℃)。
在上面的说明书中提及的所有公开内容和专利作为参考包含于 此。对本领域的技术人员明显的是，可以对所描述的本发明的方法和 系统作各种各样的修改和变化，而不会偏离本发明的范围和精神。尽 管已经连同特定的优选实施例描述了本发明，应当理解的是，所要求 保护的本发明并不会过度地受限于特定的实施例。当然，对相关领域 内的技术人员显而易见的用于实现本发明的所描述的模式的各种各 样的修改应当包含在下述的权利要求书的范围之内。
本申请要求2006年3月24日提交的U.S.临时申请序列号No. 60/785,466的优先权，其全部内容作为参考包含于此。