CN100377696C - 用于医学切除的微波天线 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于心脏切除的微波天线(10)。特别地，涉及一种适合于导管切除的天线。该天线包括具有内导体(13)、外导体(14)和电介质绝缘体(15)的传输线(11)，电介质绝缘体在内和外导体之间提供绝缘。能量发射天线元件(12)位于传输线的远端。该天线元件的内导体(17)电耦连传输线的内导体，包围内导体的电介质绝缘体套(16)以传输线绝缘体的形式延伸。在其远端，一个中空的金属帽(20)电连接内导体，并包围一定长度的绝缘体。在进一步的方面中，还涉及制造这种天线的方法。

Description

用于医学切除的微波天线
技术领域
本发明涉及一种用于医学切除的微波天线。特别地，涉及一种适合于心脏切除的天线。在进一步的方面中，还涉及用于制造这种天线的方法。
背景技术
心脏由三种类型的心脏组织构成：心房肌、心室肌和特化的激励和传导组织。心脏的心房和心室肌通常同步地激动。每个心脏周期开始于由位于右心房后壁内的窦房(SA)结产生动作电位。这些动作电位通过特化的传导组织扩展到整个心房肌，产生收缩。动作电位通常不是直接从心房肌扩散到心室肌。而是，在心房肌肉组织内传导的动作电位到达房室(AV)结及其相关纤维，它们接收并延迟脉冲。来自AV结的电位被传导到His-普肯野(HIS)肌束，该结构将脉冲携带到心室肌肉组织，导致它们伴随着心房肌的收缩而同步收缩。
心律失常是一个用于表示心脏跳动不规则的术语。心率失常通常是由于在心脏房室内形成了不正常的电连接或回路。例如，心率失常回路可以围绕静脉或者动脉形成。
心率的不正常增加被称作突发性心动过速。这可能是由于心房、AV结、HIS肌束或者心室内的过敏性病灶(irritable focus)造成的。心动过速可能是由于再进入机制(re-entrant mechanism)发起和维持的，或者可能是通过反复引灼一个孤立的病灶导致的。
心房纤维性颤动发生于心脏的心房内，更特别地，发生于存在肺静脉的区域。它是一种最常见的具有高致死率的心率失常。在80岁以上的老年人群中，发病率为大约10％。中风的全部患者中，在他们到达医院时，有三分之一处于心房纤维性颤动。心房纤维性颤动导致通往大脑的心耳(atria)凝结，从而导致中风。如果患者在心脏病发作之后进入心房纤维性颤动，则致死率加倍。全部患有心房纤维性颤动的患者中，如果不进行治疗，则中风或类似问题的风险率为大约每年5％。
每年，全球有数百万人受到心率失常的影响。许多人能够接受治疗并且没有生命危险，然而美国每年仍然声称有大约500,000人死于此。
目前的医疗护理依赖于药物治疗，其成功率最高为50％。而且，这些患者可能会受到来自药物治疗的副作用，有时甚至是威胁生命的副作用的困扰。
切除心率失常的回路是一种成功的用于恢复正常心率的方法。许多不同的切除方式都可以用于切除心率失常的回路。心脏切除涉及利用热在心肌组织内产生一个伤口，并且被成功地用于切除心率失常的回路。在切除之前，绘制心脏电激励序列图形，从而定位心率失常的位点或者附属支路。
一种过时的切除方法是使用高压直流除纤维颤动器放电。这种方法需要全身麻醉，并会破坏某些心脏组织。
最近，导管心脏切除成为了一种重要的治疗心率失常、心脏双心率失常(cardiac diarrhythmia)和心动过速的方法。该治疗方法涉及将导管引入到静脉中，并操纵它到达心脏。然后通过导管将切除系统引入到待被切除组织的切除源位置。
射频(RF)导管切除系统利用数百kHz范围的频率作为切除能源，并且目前可以获得各种基于RF的导管和电源用于电生理学。然而，RF会具有几种限制，包括能量在表面组织内快速消散，导致伤口较浅，从而不能到达更深层的心率失常组织。另一个限制是，在能量发射电极上有形成凝结的危险。
使用光能和超声能作为切除源也获得了有限的成功。微波能也已经被提出。
然而，已经证实，使用导管切除极难以治疗心房心率失常，因为它需要产生足够长且足够深的线形伤口，以便在两个传导结之间提供绝缘的通道。如果不能形成有效而连续的线形伤口，那么心脏的不良电信号可能会发现可替换的路径。这会在该程序之后导致心率失常的重新发生。
发明内容
本发明是一种用于医学导管切除的微波天线，包括：具有内导体、外导体和电介质绝缘体的传输线，电介质绝缘体在内和外导体之间提供绝缘。能量发射天线元件位于传输线的远端用于发射微波能。该天线元件的内导体电耦连传输线的内导体，并且电介质绝缘体套包围内导体。一个导电帽电连接内导体的远端，并且该帽围绕一定长度的绝缘体。帽的尺寸是确定的，以便在天线元件和传输线之间提供阻抗匹配。
合适的阻抗匹配不仅使反射最小化，而且能够在天线元件内建立驻波，其有助于产生高能量的内场。
可以确定金属帽的特殊尺寸，包括如下的一个或多个：
帽的长度
被帽包围的绝缘体套的长度
帽的半径(由绝缘体确定的内径)
天线元件构进传输线的端部，并且帽可以被焊接在传输线的内导体上，以便保证与天线的高度的物理完整性。特别地，可以从传输线的远端除去第一长度的外导体以便产生天线元件。可以从该远端除去更短长度的电介质绝缘体，从而暴露一定长度的用于固定帽的内导体。在该实例中，待确定的尺寸可以进一步包括：
暴露在绝缘体套的远端与帽之间的内导体的长度。
在一个实施例中，天线元件可以配备有多个沿着长度方向以狭缝分隔的导电环，例如铜或金。特别地，它可以包括沿着绝缘套的长度交替布置的绝缘环和导电环。绝缘环用于分隔导电环。第一个绝缘环被放置用于分隔邻近的导电环与传输线的外导体，最后一个被放置用于分隔最后一个导电环与帽。在该配置中，可以确定一个或多个如下的附加尺寸：
导电环的宽度
狭缝(绝缘环)的宽度
外导体末端与帽之间天线元件的长度。
导电环可以包括传输线留在原位(in situ)的外导体。
帽可以用一个分离的导电环制成。
导电环和它们之间狭缝的尺寸同时影响从每个狭缝发射的微波能的振幅和相位。结果，可以对它们进行选择以确定近场(near-field)分布的形状。使全部的导电环具有相同的尺寸，它们之间的狭缝也具有相同的尺寸，可以沿着天线元件的长度产生均匀的近场分布。一个最佳的配置可以是，导电环的宽度是它们之间狭缝宽度的两倍。
这种狭缝配置的一个优点是，在保持均匀的近场分布的同时，天线元件的长度能够加长或缩短，使其能够理想地为心房纤维性颤动的治疗产生线形伤口。
由围绕帽的绝缘体的尺寸产生的电介质负载可以被优化，从而保证近场终止于天线的尖端，而不是传输线/天线元件连接点。这可以防止在切除程序期间使传输线变热。
通过在狭缝和环尺寸中引入不均匀性，近场能够向前或者向后定向。朝着天线的尖端逐渐增加狭缝和环的尺寸能够产生前向引灼(firing)的天线。这能够产生有利于治疗，例如心动过速，的点状伤口(spot lesion)。朝着天线的尖端逐渐减小狭缝和环的尺寸能够产生反向引灼天线。这对于当天线的尖端处于不需要加热的位置时是有用的。
在可选择实例中，天线元件可以加以弯曲，从而形成一个开放的环(loop)，其取向使其沿着横断传输线纵轴的方向延伸。这种天线能够产生，例如围绕肺静脉的圆形伤口。在这种配置中，可以确定一个或多个如下的尺寸：
绝缘体套在弯曲开始之前的直长度，
传输线与开放环之间的弯曲半径，
开放环与弯曲开始处之间的垂直距离，
开放环的半径，
不被绝缘体套包围的帽的长度，
帽顶部与传输线之间的垂直距离。
这种天线的尺寸确定了近场的形状。近场终止于天线的尖端，以及天线元件/传输线连接点。当原位位于静脉内时，能够通过血流的冷却效应降低不良的传输线/天线元件连接点的加热。
该天线可以进一步包括一个至少围绕天线元件的特氟纶套。这保证了电安全性和生物相容性。
天线通过将传输线馈给穿过导管被引入到切除位置。
该天线可以进一步包括一个温度传感器，用于感测被天线切除的组织的温度。
微波发生器能够以2.45GHz或者任何其它合适的频率传递能量。
还能够提供计算机控制系统以监视切除处理和控制微波发生器。
微波导管心脏切除为经药物治疗无效的心率失常患者或者太虚弱而不能进行开心手术的患者提供一种可选择的治疗方式。其提供的治疗能够有效地进行开心手术，而不需要相关的外伤和术后强化护理。
该微波天线可以用于切除、高热和凝结治疗。
利用微波频率的能量进行组织切除具有许多优点，其中一个就是，微波能可以在天线与心肌之间不存在物理接触的情况下被传递到心肌。
在进一步方面中，本发明是一种用于制造用于医学导管切除的微波天线的方法，该微波天线在使用时布置在传输线的末端，包括具有内导体和绝缘体围绕套的能量发射天线元件。该方法包括如下步骤：
在天线元件的远端形成一个导电帽，从而使其包围一定长度的绝缘体套；
将导电帽电耦连于天线元件的内导体；和
确定帽的尺寸，从而在天线元件与传输线之间提供阻抗匹配。
附图说明
现在将参考附图说明本发明的两个实例，其中：
图1(a)是穿过同轴环狭缝阵列天线的纵向剖面图。
图1(b)是图1(a)天线的端视图。
图1(c)是图1(a)天线的分解图。
图2(a)是显示跨越图1天线的每个相应狭缝的标准化近场的简图。
图2(b)是显示图1天线反射系数的简图。
图2(c)是显示图1天线标准化SAR水平的简图。
图2(d)是显示图1天线E场矢量的图示。
图2(e)是图1天线的测量和模拟反射系数的简图。
图2(f)是显示图1天线的测量和模拟输入阻抗的简图。
图2(g)是显示图1天线的测量温度分布的简图。
图2(h)是显示在各种功率设定下在各个深度测得的温度的简图。
图2(i)是显示对于不同的功率水平在各个深度获得的最大温度的简图。
图3(a)是平行环形天线的图示。
图3(b)是图3(a)天线的顶视图。
图3(c)是图3(a)天线的端视图。
图3(d)是图3(a)天线的右视图。
图4(a)是图3天线在X-Y平面的E场矢量的图示。
图4(b)是图3天线在X-Z平面的E场矢量的图示。
图4(c)是环半径对图3天线的反射系数的影响的简图。
图5是图解产生伤口的步骤的流程图。
图6是显示切除方式的框图。
图7是固定功率固定时间(FPFT)切除方式的流程图。
图8是温度调节微波切除方式的流程图。
图9(a)，(b)和(c)是用于三种不同切除方式的功率传送波形的简图。
图10是C/V工作循环(duty cycle)脉冲切除方式的温度和功率波形的简图。
图11是温度调节脉冲切除方式的温度和功率波形的简图。
具体实施方式
同轴环狭缝阵列(CRSA)天线
图1显示了用于心脏切除的同轴环狭缝阵列(CRSA)天线10的配置图。天线10具有同轴电缆传输线11和形成于传输线11的远端的天线元件12。同轴电缆包括内导体13、外导体14和在内导体13与外导体14之间提供绝缘的特氟纶电介质绝缘体15。绝缘体15的直径为大约3mm，导体为大约0.91mm。
通过首先在同轴电缆上除去长度为Ll+Lt+Lix的外导体14暴露出绝缘体15的套16，在传输线的远端形成天线元件12。在天线元件12的远端，除去较短长度Lix的特氟纶绝缘体套16，暴露出等长度的内导体13，即17。铜环18用直径为rhc的铜管制成，且环的宽度为Rw。用宽度为Sw的特氟纶材料制成类似的电介质绝缘环19。出于简化目的，只在图1(c)中显示了电介质隔离环19。
第一电介质隔离物19滑动到暴露的绝缘体上，接着是第一铜环18。这使铜环18与外导体14电绝缘。然后重复这个程序，直到所有的电介质隔离物19和铜环18都处于各自位置，并且所有的铜环18均彼此绝缘。
当最后一个绝缘环滑动到天线元件的远端时，特氟纶套延伸超出这些环一小段距离Lt，即“摄动距离”。为了密封远端，用中空的铜帽20部分地包围特氟纶套，但使其远端延伸超出特氟纶套的端部。然后，帽20的远端和内导体13的暴露长度17均用焊枪加以预热，然后将焊接剂熔化在环与内导体之间的中空部分内。当焊接剂冷却时，它将内导体与帽熔合在一起，并且帽被部分地填充电解质绝缘体。帽20整合到内导体的端部。在外导体14的末端与帽20之间，有一个天线元件12，其由被辐射发射狭缝间隔的铜环构成。
帽20可以用其中一个铜环制成。
天线用TFLEX-402柔性同轴电缆构建。在图1(a)中可见，环18和19的半径与同轴电缆外导体的半径相同。在该图中，帽20的半径rhc也似乎与外导体相同。这允许容易地通过导管将天线插入到心脏。图1(b)显示的帽半径可以比电缆大，因为这是一个可变的尺寸。
特氟纶套(未显示)包围整个天线12从而完成整个结构。
图1(a)和1(b)显示了该天线的结构参数：
固定尺寸
●rl：同轴电缆内导体的半径，
●rt：TPFE电介质的半径，
●ro：同轴电缆外导体的半径，
可变尺寸
●rhc：帽半径，
●Sw：铜环之间狭缝(绝缘环)的宽度，
●Rw：铜环的宽度，
●Lix：绝缘体套的远端与帽之间暴露的内导体的长度，
●Lt：被帽包围的绝缘体套的延伸长度，
●Ll：外导体和帽之间的天线元件的长度，
●CL：帽的长度。
对于天线元件上任何给定的长度(由所需伤口的长度确定)，另一个可变的参数是环的数目N，其总共造成N+1个狭缝。环和狭缝的数目必须加以选择以便获得均匀的近场分布。为每个长度和环与狭缝的组合确定帽的尺寸。
图2(a)显示了从多个源获得的激励。跨天线中每个狭缝的标准化近场分布还显示出，沿着天线元件的长度，近场分布的大小只有小的改变。
狭缝之间的间隔确定了微波辐射的相位，因此确定了其主方向。均匀的近场振幅和相分布产生了近场内的一致辐射，从而形成了线形形状的伤口。
迭代程序
使用一个迭代程序确定CRSA天线结构参数的尺寸。首先，使用迭代程序获得CRSA天线狭缝和环的最佳尺寸。天线用于产生线形伤口，调节CRSA天线的长度使之适合于伤口的长度；在本实例中，天线的长度被选择为20mm。
图2(b)显示了狭缝和环尺寸的改变对CRSA天线反射系数的影响。使用了5个不同的组合以获得最佳的狭缝和环尺寸，从而获得最低的天线回波损耗。组合如表1所示。
表1：用于获得图2(b)所示CRSA天线的反射系数的狭缝和环组合
环尺寸(mm) 环数目 狭缝尺寸(mm) 狭缝数目
组合1     10     1     4     2
组合2     4     2     4     3
组合3     1     9     2     10
组合4     1     10     1     11
组合5     2     5     1     6
从图2(b)可以看出，具有两个大狭缝和一个大环(组合1)的CRSA天线不是有效的发射天线，因为它在2.45GHz下具有高能量反射。随着环和狭缝数目的增加，有可能将2.45GHz下的CRSA天线反射降低到最小值。通过使用迭代程序，发现狭缝和环的最佳宽度为，环2mm，狭缝1mm。这如图2(b)的组合5所示，其清晰地给出了在2.45GHz下的最低反射率。应当指出，在确定了狭缝和环的尺寸之后，要根据狭缝和环的最后尺寸调节帽的尺寸。对于每个5狭缝-环组合的帽尺寸如表2所示。
表2：帽尺寸(mm)
帽长度(C<sub>L</sub>) 帽中的电介质长度(L<sub>t</sub>) 帽中暴露的内导体长度(L<sub>ix</sub>) L<sub>t</sub>+L<sub>ix</sub>
组合1     4     2     1     3
组合2     4     1     2     3
组合3     4     1     3     4
组合4     3     1     1     2
组合5     4     2     1     3
图2(c)显示了图2(d)CRSA天线的标准化特异吸收率(SAR)水平。能够看出，跨CRSA天线的整个长度，SAR水平基本上保持平坦。
当描绘近场流时，即E场矢量，也能够看到这种平坦的特征，见图2(d)。能够看出，跨越每个狭缝的E场流非常平坦，借此产生均匀分布的SAR。还应当指出，通过优化位于CRSA天线末端的帽内的电介质负载的尺寸，有可能使E场终止于天线的尖端，而不是同轴电缆/天线连接点。这保证了同轴电缆在切除程序期间不会被不良地加热。
图2(e)显示了CRSA天线的模拟和测量反射系数。显然，利用优化的狭缝、环和电介质帽尺寸，在2.45GHz的工作频率下，CRSA天线给出了非常低的反射。这表明，CRSA天线能够有效而高效地将微波能量耦合到心肌内。该图所示CRSA天线的另一个特征是，它显示了宽3dB的阻抗带宽。包围组织的电介质性能可以随着温度而改变从而导致天线性能变化，这一点是重要的。通过保证CRSA天线具有宽的3dB阻抗带宽，这些改变不会降低CRSA天线的功效。
图2(f)显示了CRSA天线跨1-5GHz频率范围的模拟和测量输入阻抗。能够看出，CRSA天线在2.45GHz下的输入阻抗非常接近50Ω的源阻抗。因为优化的CRSA天线与微波发生器的输入阻抗相匹配，所以它能够没有太多反射地输送微波能量。CRSA天线的最终优化尺寸如表3所列。
表3：最终CRSA天线参数尺寸(mm)
参数 r<sub>l</sub>  r<sub>t</sub>  r<sub>o</sub> r<sub>hc</sub>  S<sub>w</sub>  R<sub>w</sub>  L<sub>ix</sub>  L<sub>l</sub>  L<sub>t</sub>  C<sub>L</sub>
尺寸 0.255  0.816  1.071 1.1  1  2  1  20  2  3
CRSA天线热分析
图2(g)显示了CRSA天线在80瓦输入功率下的时空热分布。能够看出，在施加微波能量20秒之后，探针到达的温度是80度。这表明，CRSA能够有效地将微波能量施加到心肌内，借此降低切除的持续时间。
图2(h)显示了利用不同的功率设定同时持续时间为30秒时，心肌组织各种深度下的测量温度。能够看出，利用100瓦的外加功率(菱形线)，组织表面的温度接近85℃。温度随着组织深度的增加而逐渐降低。在深入心肌10mm处，利用100、80、60、40和20瓦获得的温度分别为59℃，57℃，55℃，48℃和39℃。从该功率-温度曲线能够看出，60瓦的输入功率足以使CRSA天线获得不可逆的透壁伤口。另外，辐射不可以不必要地加热周围的组织。
同样从图2(h)可以显见，随着功率从40瓦增加到60瓦，组织内可获得的温度之间存在差异。由于优良的阻抗匹配，外加功率增加50％，心肌组织表面的温度增加大约15℃，深入组织10mm处的温度增加8℃。
天线的这种热性质是期望的，因为这意味着，CRSA天线适合于宽范围的热治疗应用。因为60瓦或更大的外加功率的热曲线超过55℃，所以能够向CRSA天线施加高功率从而产生坏死组织，同时能够向CRSA天线施加较低的功率设置(40瓦或者更低)用于高热应用。
最后，图2(i)显示了对于不同的功率设定在心肌组织内1，4，7和10mm处记录的温度。再一次，利用60瓦功率，所记录的温度已经超过了55℃，这意味着，60瓦是用于组织坏死的CRSA天线的最佳功率设定。
场变化
跨均匀间隔的狭缝和金属环产生均匀激励的能力被进一步开发，以限定由CRSA天线产生的近场分布的形状。通过在导电与绝缘环尺寸中引入不均匀性，能够增大朝向CRSA尖端的E场水平，同时通过使用窄的狭缝和环尺寸使天线/电缆连接点附近的E场水平最小化。狭缝和环的尺寸随着接近CRSA天线的尖端而逐渐增加。这里有效地使CRSA天线成为前向引灼天线。
通过反转CRSA天线上狭缝和环的尺寸能够获得对近场分布的相反的影响。对于产生在室性心动过速治疗中使用的短线形伤口以及点形伤口，前向引灼天线是有利的。对于在天线/电缆连接点附近而不是朝向天线的尖端产生伤口，反向引灼天线是有利的，这对于当例如天线的尖端延伸到应当使加热最小化的区域时是有利的。其中一个实例是，在为治疗心房纤维性颤动切除房室结期间，天线的尖端延伸超过了三尖瓣数值。
平行环(PL)天线
平行环(PL)天线30的配置如图3(a)-3(d)所示，用和图1相同的指代数字表示相应的结构。该天线用于产生围绕肺静脉的圆形伤口。其称作平行环天线，是因为环形天线部分的中心轴31平行于同轴电缆的轴32。
PL天线的结构参数是：
固定尺寸
●rl：同轴电缆内导体的半径，
●rt：TPFE电介质的半径，
●ro：同轴电缆外导体的半径，
可变尺寸
●rhc：帽半径，
●D1：帽顶与传输线之间的垂直距离，
●D2：开放环与弯曲开始处之间的垂直距离，
●D3：弯曲开始之前的绝缘体套的直长度，
●Lix：绝缘体套的远端与帽之间暴露的内导体的长度，
●Lt：被帽包围的绝缘体套的延伸长度，
●D5：未包围绝缘体套的帽的长度(D5＝CL-(Lt+Lix))，
●L1：外导体和帽之间的天线元件的长度，
●Cl：帽的长度，
●Lir：开放环的半径
●Br：传输线与开放环之间的弯曲半径
可变参数如前地利用迭代程序加以确定。
环形天线被设计成产生围绕整个环形元件但沿着同轴电缆部分延伸非常小的近场。这一特征使环形天线能够产生沿着肺静脉壁的圆形伤口。
近场被限制在PL天线环形元件部分的证据如E场流的矢量描图所示，见图4(a)和(b)。在X-Y平面上能够看出，从PL天线的环形部分发射的E场使用帽作为返回路径。
远离环形天线馈给部分，围绕环形天线的大部分区域暴露于相同水平的SAR。这由于如下事实而成为可能，即如E场所示，围绕环形天线部分的区域非常平坦。
直接围绕PL天线的区域具有非常高水平的SAR，大部分热量产生于此。SAR值随着离开PL天线环形部分的距离的增加而快速降低，并且当E场到达离开PL天线的最远点时，SAR值已经降低到小于50％，在用于切除的短时内，这不足以对组织产生任何不可逆的伤口。直接围绕肺静脉的区域被加热，而肺静脉外部的组织虽然也被加热，但是不会对肺静脉外部的组织产生不可逆的伤口，这是PL天线的一个理想的安全特征。
另一方面，从环形天线弯曲部分发射的近场使用同轴电缆/天线连接点作为返回路径，这正如如所预期。由于PL天线的复杂性，需要两个返回路径以便将近场限制在PL天线的环形部分。尽管使用电缆/天线连接点作为部分近场的返回路径能够导致围绕电缆/天线建接点区域形成热点，但是肺静脉内的血流速度足够高，从而能够对PL天线提供足够的冷却。
迭代程序
为了产生这种结果，使用迭代程序对该PL天线进行优化。
PL天线有许多可变的结构参数，且全部都能够被优化。为了加速优化程序，PL天线的迭代优化程序被分成两个部分。
首先，优化开放环的半径Lir。获得各种环尺寸的反射系数，见图4(c)，其根据开放环的半径描绘了PL天线的反射系数。从图4(c)显见，环的尺寸强烈地影响环形天线的反射系数。有两个局部最小值，但是因为16mm的直径对于插入到肺静脉中是过大的，所以Lir选择为9mm。
一旦获得了环的最佳尺寸，迭代程序便继续根据环部分获得的尺寸优化弯曲半径Br。然后优化PL天线的帽。其它的尺寸，例如弯曲之前暴露的绝缘体的量D3和帽中绝缘体和内导体的量，对天线的回波损耗具有直接影响，也要加以优化。PL天线环形部分弯曲开始之前离开电缆/天线连接点的距离，由于结构的限制被限定为不小于3mm且不超过10mm。
微波切除系统硬件和软件开发
图5显示了用于产生伤口的程序。首先，通过微波发生器产生微波能，50。然后通过微波天线12和同轴电缆将能量传递到心肌组织，52。部分传递的能量被心肌组织吸收，部分传递的能量在周围材料中被反射或者丧失，54。然后，被组织吸收的能量导致组织温度增加，56，达到产生组织坏死的点，58，随后形成伤口。
接口卡
接口卡将微波发生器的遥控接口，见表4，连接于笔记本电脑，从而自动监视前向/反射功率、切除持续时间和发生器的开关。使用一系列接口将微波发生器连接于笔记本电脑，从而加以遥控。
表4遥控接口引脚分配
  引脚号   说明
  1   遥控外部连锁(高＝遥控)
  2   外部连锁链状态(高＝启用On)
  3   操作状态(高＝工作中)
  4   工作/备用状态(持续高＝工作中)
  5   反射功率监视器(0-5瓦＝0-250瓦)
  6   前向功率设定(0-5瓦＝0-250瓦)
  7   前向功率监视器(0-5瓦＝0-250瓦)
  8   遥控反射功率输入
  9   遥控外部连锁
  10   电路地线
  11   电路地线
  12   电路地线
  13   电路地线
  14   电路地线
  15   +15V DC<sup>＊</sup>
为了保护笔记本电脑免受可能由来自负载的反射功率导致的功率冲击，笔记本电脑利用位于数字数据线和两个模拟前向和反射功率监视线上的光隔离器晶体管与微波发生器隔离。
为了提供足够的电流以驱动光隔离器以及接口卡中的多路复用器开关，从微波发生器的引脚俘获+15伏特的DC。使用电压调节器提供经过调节的+5伏DC，从而供给光隔离器和多路复用器开关。
接口卡还提供一个RS-232终端以连接温度测量系统，用于记录和监视切除期间的温度。
为笔记本电脑提供图形用户界面。
控制和监视软件
图6显示了微波切除控制和监视软件的机构。微波能量传递到心肌的方式取决于心脏病专家选择的切除模式。
第一种切除模式60需要微波发生器输出一个预定水平的能量达预定的时间。
参考图7，设定功率输出。一个模拟测量计显示实际的传递功率。为了增加功率传递模式的灵活性，功率能够实时地增加或降低。即使微波发生器能够产生250瓦，但出于安全的原因，最大的功率输出仍然电子地限制在100瓦。
然后以秒为单位设定切除持续时间，72。类似于功率设定，在切除期间能够根据心脏病专家的决定实时地增加或降低总切除时间。
一旦限定了功率和时间，便可以按下运行/停止引灼开关，74，从而开始切除前检查序列，76。切除前检查序列包括检查功率设定是否高于80瓦，78，和时间是否超过60秒，80。如果检测到了这种组合，那么便发出警报，并且心脏病专家需要验证输入的功率/时间组合，82。如果心脏病专家证实功率/时间设定是正确的，84，那么程序继续进行并开始切除程序。在切除期间对组织温度进行实时显示。然而，另一方面，如果没有接到确认，那么程序则终止，86。
一旦程序进入到切除阶段，88，程序便持续执行直到到达预定的切除持续时间，90，然后程序，从而切除程序，终止，92。应当指出，运行/停止开关还起到紧急停止开关的功能，其电子地丝线连接于空位键(space bar)。
一旦切除程序终止，便将记录的温度和功率时间设定一起保存在笔记本电脑的局部硬盘内，用于保存记录，并且如果需要的话进行进一步的分析。
在切除期间，记录的温度用于监视组织温度。如果温度超过预定的水平，即使切除时间没有到达，程序也会终止，从而停止切除程序。这是一个必须的安全条件，从而组织温度不会过热以便避免撕开或者烧焦心肌组织。
第二种模式61是，根据固定的或者可变的工作周期(duty cycle)将能量脉冲传递到心肌。
提供一个数字温度读出器。功率传递的工作周期能够通过为开启时间和关闭时间输入合适的持续时间加以设定。在开启时间期间，将微波能传递到心肌，在关闭时间期间，微波发生器处于备用模式。在脉冲切除程序开始之前也使用切除前检查序列。
第三种模式62是，在理想组织温度的上下限内调节被传递的能量。
图8显示了控制算法。上下温度表示额外的控制参数，其需要被输入，100，以实现这种方式。软件还连续地监视，102，和显示，104，组织温度。在切除期间，106，监视组织温度，108，看其是否接近或者超过温度上限(UTT)。如果确实如此，则向微波发生器发出停止微波能量传递的指令，110。当接到该指令时，微波发生器切换到备用模式。当组织温度降低到温度下限(LTT)时，112，向微波发生器发出再次开始能量传递的指令。当接到该指令时，发生器开始向心肌传递微波能。该周期持续进行，直到切除时间结束。
最后，第四种模式，63，允许心脏病专家完全手动地进行控制。在此能量传递模式下，微波发生器能够或者通过前面板或者通过遥控笔记本电脑加以操作。另外，取消切除前检查。然而在切除期间，仍然记录并保存温度数据，用于保存记录和后处理目的。
不同切除模式对伤口尺寸的影响
图9显示了与切除模式有关的功率传递波形。手动模式的功率传递波形没有显示，因为传递到心肌的功率取决于心脏病专家对切除系统的操作。
图9(a)显示了固定功率固定时间(FPFT)切除模式的功率波形。对于FPFT模式，显然，需要以特定的时间将功率传递到心肌。这是最通常使用的切除模式，因为它能够以非常短的时间传递大量能量，从而以更宽的伤口为代价获得深度伤口。如果大量组织需要切除，则这种类型的切除模式是有用的。
为了减小伤口的宽度，应当允许冷却组织中不直接被微波能量加热的区域。实现这一目的一个方法是在能量传递期间引入一系列的关闭周期，如图9(b)所示。C/V工作周期的温度和功率传递波形使切除模式呈脉冲方式。从图10可以看出，在最初的功率传递期间，允许温度上升直到达到组织温度的上限(UTT)，其预定为90℃。一旦达到预定的组织温度，便开始工作周期并脉冲产生微波能量。图9(b)所示的功率波形具有的工作周期为5∶3，也就是说，微波发生器开启5秒钟而后关闭3秒钟。注意，该切除模式中的预定温度只能够通过物理地调节程序编码加以改变。从图10显见，允许在微波发生器处于备用(关闭)模式期间冷却组织温度，因此温度降低。这具有一个效应，即不直接被微波能量加热的组织不会被加热太多，从而减小了由热传导导致的伤口宽度增加。能量传递脉冲的工作周期能够是恒定的，也就是50％开启时间和50％关闭时间，或者是可变的，如本实例所示。尽管脉冲的功率传递模式能够减小伤口的宽度，但是这会以延长切除时间为代价。这是由于如下的事实，即为了获得与使用FPFT切除方式相同的伤口深度，需要更长的时间。
图9(c)显示了时间调节脉冲切除模式的功率传递波形。与图9(b)的功率传递波形相似，本模式中的微波能量通过脉冲的方法加以传递。C/V工作周期脉冲调节与温度调节方式之间的差异在于，不需要用于脉冲整形(train)的工作周期。而是，限定组织温度的上下限(分别为UTTT和LTTT)。这如图11所示。在最初的功率传递阶段，允许温度上升直到UTTT，然后微波发生器进入备用模式，借此停止功率传递。一旦笔记本电脑探测到温度降低到LTTT值之下，则微波发生器切换回开启位置，并再次开始功率传递。
使用温度调节功率传递模式的优点是，传递到心肌组织的功率能够适合于组织温度的状态。例如，由于开始微波辐射产生的高热能，当温度达到UTTT状态时，微波发生器处于关闭状态的时间变得更长。当组织温度降低到接近或者低于LTTT状态时，微波发生器处于开启状态的时间自动被调节，从而保持组织温度在UTTT和LTTT之间波动。
如果UTTT设定在90℃，例如图10所示，那么切除会产生影响。如果UTTT设定在大约45℃，那么该系统能够用于如下的应用，例如用于治疗癌症的高热。另外，如果UTTT和LTTT值彼此接近，那么微波发生器能够受控传递功率，使温度位于由UTTT和LTTT限定的温度内。这利用其它类型的切除模式是不可能的。
该方法的另一个优点是，与先前讨论的其它方法相比，功率的传递依赖于心肌组织的冷却条件。如果心肌组织的冷却增加，则微波发生器处于开启状态的时间将多于关闭状态。另一方面，如果组织的冷却受阻，则微波发生器处于关闭状态的时间将多于开启状态。当UTTT和LTTT之间的温度差异降低时，利用温度调节功率传递模式，组织温度能够保持在预定的温度。
表5显示了利用三种功率传递模式获得的伤口尺寸。
表5：三种功率传递模式的伤口比较
  传递模式/持续时间   深度(mm)   宽度(mm)   表面积(mm<sup>2</sup>)   W∶D
  FPFT 80W 30sec   7.7   10.9   76.9   1.5
  C/V脉冲80/80   6.5   6.5   65   1
  TM脉冲80/90   6.8   5.7   73   0.84
为了获得深度和宽度尺寸都大的伤口，FPFT是最佳的方法。然而，如宽度深度比列(W∶D)所示，FPFT还具有最大的W∶D比，意味着用FPFT方法产生的伤口的宽度比深度大得多。这种类型的功率传递模式非常适合于需要切除大量心率失常组织的心室内切除。
另一方面，C/V工作周期脉冲(C/V脉冲)切除模式能够获得宽度深度比为1的W∶D比，借此减小对围绕心率失常组织的组织不必要的损伤。然而这需要以延长切除时间为代价。
温度调节脉冲(TM脉冲)切除模式采用最长的时间获得7mm深度的伤口。然后，它具有最低的宽度深度比，表明用TM脉冲功率传递模式产生的伤口的深度大于宽度，这完美地适合于围绕心率失常组织的组织很少且应当保留的心房内切除。
本领域的技术人员会意识到，在不背离本发明广义的精神或范围的前提下，可以对特殊实施例中显示的本发明进行大量的变动和/或修改。因此目前的实施例只是考虑作为例证而不具有限制作用。

Claims (44)

1.一种用于医学切除的微波天线，包括：具有内导体、外导体和在内和外导体之间提供绝缘的电介质绝缘体的传输线，以及位于传输线的远端用于发射微波近场的能量发射天线元件；其中该天线元件具有电耦连于传输线内导体的内导体，和围绕内导体的电介质绝缘体套；并且其中一个导电帽电连接内导体的远端，且该帽包围一定长度的绝缘体套，帽的尺寸被确定为使得在天线元件和传输线之间提供阻抗匹配。
2.根据权利要求1的天线，其中所确定的金属帽的特定尺寸包括如下的一个或多个：
帽的长度；
被帽包围的绝缘体套的长度；和
帽的半径。
3.根据权利要求1或2的天线，其中天线元件构建进传输线的端部，并且帽被固定在传输线的内导体上。
4.根据权利要求3的天线，其中从传输线的远端除去第一长度的外导体以便产生天线元件。
5.根据权利要求4的天线，其中从该远端除去更短长度的电介质绝缘体，从而暴露一定长度的用于固定帽的内导体。
6.根据权利要求5的天线，其中待确定的尺寸进一步包括：
绝缘体套的远端与帽之间暴露的内导体的长度。
7.根据权利要求1或2的天线，其中天线元件配备有多个沿着长度方向以狭缝彼此分隔的导电环。
8.根据权利要求7的天线，其中天线元件包括沿着绝缘套的长度交替布置的绝缘和导电环。
9.根据权利要求8的天线，其中确定一个或多个如下的尺寸：
导电环的宽度；
狭缝的宽度；以及
外导体端部与帽之间天线元件的长度。
10.根据权利要求7的天线，其中导电环包括外导体环。
11.根据权利要求7的天线，其中帽用一个导电环制成。
12.根据权利要求7的天线，其中导电环和它们之间的狭缝的尺寸被加以选择以确定近场分布的形状。
13.根据权利要求12的天线，其中全部的导电环具有相同的尺寸，并且它们之间所有的狭缝具有相同的尺寸。
14.根据权利要求13的天线，其中导电环的宽度是它们之间狭缝宽度的两倍。
15.根据权利要求12的天线，其中狭缝和环的尺寸朝着天线的尖端逐渐增加，形成前向引灼天线。
16.根据权利要求12的天线，其中狭缝和环的尺寸朝着天线的尖端逐渐减小，形成反向引灼天线。
17.根据权利要求1或2的天线，其中由被帽包围的绝缘体的尺寸所产生的电介质负载被确定为保证近场流终止于天线的尖端，而不是传输线/天线元件连接点。
18.根据权利要求1或2的天线，其中天线元件被弯曲从而形成一个开放环，其取向使其横断传输线的纵轴延伸。
19.根据权利要求18的天线，其中通过迭代程序确定一个或多个如下的尺寸：
绝缘体套在弯曲开始之前的直长度，
传输线与开放环之间的弯曲半径，
开放环与弯曲开始处之间的垂直距离，
开放环的半径，
不被绝缘体套包围的帽的长度，
帽顶部与传输线之间的垂直距离。
20.根据权利要求1或2的天线，其中天线包括一个至少围绕天线元件的特氟纶套。
21.根据权利要求1或2的天线，其中天线元件通过馈送传输线穿过导管而被引入到切除位置。
22.根据权利要求1或2的天线，其中天线进一步包括一个温度传感器，用于感测被天线切除的组织的温度。
23.根据权利要求22的天线，其中微波发生器以2.45GHz传递能量。
24.根据权利要求23的天线，进一步包括一个计算机控制系统，用于监视切除处理和控制微波发生器。
25.一种用于制造用于医学切除的微波天线的方法，该微波天线包括一个具有内导体和绝缘围绕套并在使用时位于传输线端部的能量发射天线元件；其中该方法包括如下步骤：
在天线元件的远端形成一个导电帽，从而使其围绕一定长度的绝缘体套；
将导电帽电耦连于天线元件的内导体；和
确定该帽的尺寸以在天线元件与传输线之间提供阻抗匹配。
26.根据权利要求25的方法，其中确定帽尺寸的步骤包括如下步骤：
确定帽的长度；
确定被帽包围的绝缘体套的长度；和
确定帽的半径。
27.根据权利要求25的方法，其中天线元件被构建在传输线的端部，且帽被固定于传输线的内导体。
28.根据权利要求27的方法，其中从传输线的远端切除第一长度的传输线外导体，从而建立所述天线元件。
29.根据权利要求28的方法，其中从远端切除较短长度的传输线电介质绝缘体，从而暴露一定长度的内导体用于固定帽。
30.根据权利要求29的方法，包括如下步骤：
在确定帽的尺寸步骤之前，确定绝缘体套的远端与帽之间暴露的内导体的长度。
31.根据权利要求25的方法，进一步包括用沿着其长度以狭缝彼此隔离的导电环配置天线元件的步骤。
32.根据权利要求31的方法，包括用绝缘环使导电环彼此隔离的步骤。
33.根据权利要求32的方法，在确定帽尺寸步骤之前包括如下的步骤：
确定导电环的宽度；
确定狭缝的宽度；和
确定外导体端部与帽之间天线元件的长度。
34.根据权利要求31、32或33的方法，其中导电环包括传输线的外导体环。
35.根据权利要求31、32或33的方法，其中帽用导电环制成。
36.根据权利要求31-33中任何一个的方法，包括选择导电环及它们之间狭缝的尺寸从而确定近场分布形状的步骤。
37.根据权利要求36的方法，其中全部的导电环具有相同的尺寸，它们之间全部的狭缝具有相同的尺寸。
38.根据权利要求37的方法，其中导电环的宽度是它们之间狭缝宽度的两倍。
39.根据权利要求36的方法，其中狭缝和环尺寸向着天线的尖端逐渐增加，从而形成前向引灼天线。
40.根据权利要求36的方法，其中狭缝和环的尺寸向着天线的尖端逐渐降低，从而形成后向引灼天线。
41.根据权利要求25的方法，包括确定由被帽包围的绝缘体尺寸产生的电介质负载的步骤，从而保证近场流结束于天线的尖端而不是传输线/天线元件连接点。
42.根据权利要求25的方法，进一步包括使天线元件弯曲的步骤，从而形成一个开放环，其取向使其横断传输线的纵轴延伸。
43.根据权利要求42的方法，进一步包括在确定帽尺寸之前确定一个或多个如下尺寸的步骤：
确定弯曲开始之前的绝缘体套的直长度；
确定传输线与开放环之间的弯曲半径；
确定开放环与弯曲开始处之间的垂直距离；
确定开放环的半径；
确定帽顶部与传输线之间的垂直距离。
44.根据权利要求25的方法，进一步包括将天线元件包封在特氟纶套内的步骤。
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