CN101534738B - 外科手术天线 - Google Patents

Abstract

公开了一种具有天线的外科手术器械(100)(例如手术刀)，所述天线被布置成在切割部件(110)(例如刀片)的边缘发射基本上均匀的微波辐射场(例如，具有5-100GHz的频率)。发射的辐射可以在切割的同时烧灼组织，例如破裂血管。天线可以与可附接到波导(120，150)的一端以从中接收辐射的切割部件例如一段金属化陶瓷集成在一起。切割部件(110)可以包括用以高效地耦合来自波导(120)的功率的四分之一波长变换器。所述器械可以与阻抗匹配装置一起使用，以控制递送到组织中的能量。还公开了一种具有多个辐射部件的侵入式烧蚀探测器(例如，可经过导管插入)，这些辐射部件的发射场组合以在探测器的插入端给出均匀效应。

Description

外科手术天线

技术领域

本发明涉及适合于将能量可控地递送到生物组织中的外科手术天线。

背景技术

在对人体或者动物体内的血管分布程度高的器官进行外科手术时的过量失血在使用常规外科手术工具比如手术刀片时是一个特别的问题。

肝是身体内的最大内部器官并且是包含于腹部中的叶状腺器官。肝的主要作用在于将消化产物处理成对身体有益的物质。它也中和血液中的有害物质、分泌用于消化脂肪的胆汁、合成血浆蛋白质并且存储糖原以及一些矿物质和维生素。当肝患有疾病或者癌症时，可能有必要去除肝的部分或者在原位杀死癌细胞以便治愈患者。与常规肝外科手术相关联的风险或者弊端之一在于在外科手术过程中大量失血。例如，已经报导在用以去除肝肿瘤的长时间和复杂外科手术过程中的平均失血在2品脱与20品脱之间。

肝在它被切割时可能出血的程度可能导致发病率和死亡率以及在外科医生尝试可控地切入器官中时给他或者她带来可见度问题。

肝癌症或者肝癌是一种世界范围的重要死亡肇因。仅在美国每年就有逾18,000位新增患者被诊断患有原发性肝肿瘤。癌肿瘤和周围组织区的外科手术去除目前是治疗选择，而肝切除术通常被认为是针对原发性和转移性肝肿瘤的唯一可能治愈的治疗手段。

尝试解决上述问题的一种已知设备由按一种形式布置的四个针天线构成，四个天线通过所述形式插入肝组织中并且连接到射频频率发生器(频率范围为480-700kHz之间)，从而使针周围的组织被加热以密封血管。这提供了干燥边缘，所述干燥边缘随后被切割以去除肿瘤或者患病部分或者片段。

发明内容

总体而言，本发明提供一种与切割刀片相关联的外科手术天线，其中所述天线被布置成将微波能量可控地递送到刀片切穿组织的区域。微波能量可以使血液凝结以在该区域有效地封闭血流。另外，天线也可以用来通过将癌细胞即时地加热到造成细胞坏死的温度来治疗肝或者任何其它血管分布程度高的器官内的大型癌肿瘤，但是防止组织烧焦并且使对肿瘤周围的健康组织造成的破坏最少。

因此，本发明可提供一种可以同时凝结(或者密封)组织和高效地切割组织的设备，由此能够使血流减少或者最少或者防止过量失血。这一操作与常规设备形成对照，在常规设备中在烧蚀过程之后执行用以从健康部分去除患病部分的切割过程。

本发明对血管分布程度高的器官或者组织结构的固体器官外科手术特别有利。本发明也可以用来治疗癌肿瘤，其中要求烧蚀人体内的大型器官例如肝或者肺中存在的固体肿瘤。本发明利用了使用高频微波辐射以将烧蚀区域局部化并且在所述局部化区域中产生足够高的能量密度以即时地加热组织从而造成有效的热烧蚀或者烧灼的优势。这些特征可以在切除和肿瘤烧蚀应用中均提供益处。

因而，本发明的第一方面可以提供一种外科手术器械，所述外科手术器械具有：切割部件，具有用于切割生物组织的边缘；以及天线，布置成在切割部件的边缘发射基本上均匀的微波辐射场。所述场可以在进行切割的同时发射，由此即时地提供密封(烧灼)辐射。优选地，天线被布置成沿着切割器械的边缘发射场。天线优选地包括：馈送结构，用于连接到微波辐射源；以及辐射部分，布置成发射辐射场。切割部件可以包括辐射部分，并且可以包括用于从馈送结构接收能量的耦合部分。优选地，耦合部分用于使得切割部件接收从馈送结构耦合的基本上最大的场。除了在近端耦合部分和远端辐射部分之外，切割部件可以具有金属化表面。

馈送结构可以包括例如负载有切割部件的波导。

天线可以包括多个辐射部件，例如并排附接的多个切割部件，用以增加器械的切割刀片长度。替选地，多个贴片天线可以在边缘的附近制作在单个切割部件上。馈送结构优选地包括布置成将来自单个微波辐射源的功率在多个辐射部件中的各辐射部件之间平均地分离的功率分离器。

本发明的天线结构可以用于在肝切除中使用，其中要求去除肝的部分而不造成过量失血。肝的所述部分(或者区段)可能是癌性的或者可能例如由于过量饮酒而患病或者受损。优选地，辐射频率被选择成在切割区提供基本上均匀的场，并且更优选地提供对健康组织的破坏进行限制的辐射穿透深度。穿透深度在这里被限定为能量减少至在天线的远端(天线)处的值的37％的点(或者距离)。这对于肝治疗而言特别地重要，尽可能多地保留肝以使该器官能够成功地再生是很重要的。

优选地，天线结合到切割刀片中以形成辐射刀片结构。因此，辐射刀片的锐边缘可以进行切割动作，同时微波能量可以在刀片切穿组织时执行使血管分布程度高的组织结构凝结或者密封的功能，以防止失血。

优选地，辐射微波能量的场分布集中于刀片的切割边缘处或者周围，并且被引导到组织结构中。

高微波频率(这里限定为10GHz或者更高)的使用由于辐射能量的有限穿透深度和以下能力而与使用更低微波频率的系统相比提供了特定优势，所述能力为通过能够沿着刀片的长度产生均匀场、同时又能够切穿组织以去除患病或者癌组织的部分来使小的锐利刀片结构能够将能量高效地辐射到组织中以封闭血流。微波频率越高，能量分布变得越局部化，并且在发生切割动作的部位处的能量密度对应地高，因此变得更易于在切割刀片引入血管分布程度高的生物组织结构中时有效地密封血流。基本上均匀的场分布可以沿着切割边缘实现均匀的凝结或者其它组织效应。使用低频微波能量(例如1GHz或者更低)会导致天线的非辐射区，这降低了设备产生有效凝结的能力。通过沿着刀片的边缘发射具有适当能量密度的均匀微波能量场，在外科医生切穿组织结构时能够有效地密封伤口。本发明可以革新对人体内血管分布程度高的器官的外科手术。

上文公开的表现本发明的切割/密封方面的天线结构也可以用于烧蚀生物组织以例如实现对肝内的癌肿瘤的受控和集中烧蚀。在本发明的这一方面中，再次利用产生局部化的或者集中的微波能量的能力，但是在这一实例中，多个辐射部件用来扩展能量分布。

另外，这里公开的天线结构可以用来获得关于生物组织结构的信息，以便例如区分组织类型，和/或识别各种类型的癌肿瘤，和/或确定肿瘤生长阶段，和/或控制相关电子仪表以使外科手术天线的辐射部分与生物组织的复阻抗能够阻抗匹配，从而在能量源与正在被治疗或者切除的生物组织之间实现最大功率传送。在肝切除过程中，由于需要将能量高效地投送到肝组织和血液中，因此该后一特征可能特别有利。这两个负载有不同阻抗值。这种阻抗变化意味着将有辐射刀片与负载之间的阻抗匹配的变化，因此一部分功率将沿着能量递送线缆往回反射。

在本说明书中，微波意味着在5GHz与100GHz之间、但是优选地在10GHz与25GHz之间并且甚至更优选地在14GHz与22GH之间的频率范围。例如，可以使用14.5GHz或者24GHz的点频。

较高频率(例如24GHz)可以提供比如比较低频率(例如14.5GHz)更小尺寸的波导线缆组件、更小尺寸的天线和更小的穿透深度这样的优点。例如，在肝中在24GHz穿透深度为1.1mm，而在14.5GHz穿透深度为2mm。更小的穿透深度可以允许更高的能量密度和在刀片切穿组织时发生更即时的密封或者凝结。

天线可以包括负载波导结构、微带天线型结构和同轴结构中的任意一种结构。优选地，天线结构包括用于增加能量分布的尺寸以实现对固体肿瘤的大体积组织烧蚀的装置。

本发明也可以用来治疗脾。脾是在多数脊椎动物中在血细胞的产生和去除过程中涉及到的腹部器官，并且形成免疫系统的一部分。这里描述的外科手术天线的具体实施例可以用来进行脾切除以去除脾的受损部分或者使裂伤凝结。

然而，这里介绍的天线结构不限于用于肝切除、肝肿瘤烧蚀或者脾切除，并且也可以用来治疗其它器官，其中由天线生成的能量分布和天线的物理形状提供了胜于现有治疗方法和系统的优点。

本发明可以提供以下优点：

-高频微波能量可以使有效发热的体积能够根据能量的穿透深度而被局部化，这导致快速的热量生成并且使微波能量克服灌注法的散热效应，

-天线的辐射部分(天线)可以与正在治疗的生物组织的阻抗进行动态地阻抗匹配，这使能量高效地递送到组织中以提供即时和可控的组织烧蚀或者烧灼，

-辐射的穿透深度受限，这可以实现受控的组织破坏。

-无需用以提供回传电流路径的外部接地垫，这可以减少与建立系统有关的复杂度并且防止在回传垫与皮肤的表面进行间歇接触时可能造成的表面皮肤灼伤，

-能量递送不因为外部回传垫与皮肤的表面进行不良接触或者因为垫脱落或者被拔掉而停止，

-无需双极天线布置或者使用盐水以产生局部化传导路径，因此可以使用单个切割/切除天线或者肿瘤烧蚀天线，以及

-由于微波能量可以有效地‘密封’敞开的伤口，所以本发明可以有助于防止或者最小化出现手术后感染的可能性。

由于生物组织是有损耗的电介质，它们吸收由辐射天线产生的大量微波能量。在人体组织中，导电率和相对电容率高度依赖于频率和温度，因此针对与本发明相关联的识别应用使用高微波频率是有利的。

在一个实施例中，天线结构的辐射部分可以动态地被调谐或者与变化的组织负载阻抗进行阻抗匹配(即辐射刀片或者结构的远端可以被调节成治疗组织的复阻抗的复共轭)，以便优化递送到组织中的功率并且使反射最少。此外，或者替选地，天线还可以被布置成实现对组织特征进行测量。例如，天线可以与如在WO 2004/047659或者WO 2005/115235中公开的治疗系统仪器一起使用。然而，本发明不限于在这些电外科手术系统中使用，而是也可以在其它电外科手术治疗和/或测量系统中使用。例如，本发明也可以在没有组织测量或者动态阻抗匹配电路的情况下使用，也就是说，它可以连接到提供仅调节功率电平和递送时间(例如可变脉冲持续时间)的微波源的系统。优选地，单个频率源振荡器和固态放大器单元用来产生微波能量。

因而，在第二方面中，本发明可以提供一种外科手术切割装置，所述外科手术切割装置具有：微波辐射源，被布置成生成微波辐射；根据上述第一方面所述的外科手术仪器；反射辐射检测器，连接在所述源与切割仪器之间；以及阻抗调节器，连接在所述源与切割仪器之间；其中反射辐射检测器被布置成检测通过仪器朝着源往回反射的微波辐射的量值和相位，并且阻抗调节器具有可基于反射的微波辐射的检测量值和相位来控制的可调复阻抗。

在一个实施例中，本发明提供一种波导天线结构，所述波导天线结构具有用于辐射部件(天线)和锐利刀片的硬陶瓷材料。在另一优选实施例中，本发明提供一种具有设置到锐利刀片一端上的多个贴片天线的微带天线结构。对于后一实施例，贴片天线可以设置在锐利刀片的末端的第一侧上，其中刀片的第二侧完全被金属化以形成接地平面。在这样的布置中，天线馈送结构也可以设置在与辐射贴片相同的一侧上。尤其是对于肝脏切除术，可以使用三板或者带线微波结构。

频率选择可能受以下因素中的一个或者多个因素影响：通过到组织中的辐射而产生受控深度的穿透的能力、能够沿着双辐射和切割刀片的边缘生成均匀组织效应(凝结)、能够在辐射刀片的表面生成足够的功率(能量)以有效地凝结或者烧蚀组织、能够产生足够高的局部能量密度以实现在高度灌注区域中的即时凝结，以及可以用来生成所需功率(能量)电平的固态器件的可用性。14.5GHz点频可以提供上文列举的所有因素之间的折衷。可以考虑的其它适当点频为18GHz、20GHz和22GHz。

为了实现在人体内使用天线结构，所用材料优选地具有生物兼容性并且优选地不会给患者带来风险。针对这里给出的确定用于天线设计的材料包括蓝宝石、银、特氟隆(Teflon)

和二氯对二甲苯二聚体(Parylene C)。

本发明可以不限于以单频操作。例如，可能理想的是在点频(例如14.5GHz)周围+/-50MHz的频率范围内操作天线。可以调节天线的尺度以适应与本发明有关的根本理论保持有效的任何频率(或者频率范围)。对于一些天线布置，可以优选地在位于15GHz与25GHz之间的频率范围内的固定频率操作，在所述频率范围中可以沿着小的外科手术天线的刀片例如手术刀片的边缘生成均匀的场，而沿着台式发生器与向外科手术天线的输入之间的馈送线缆的功率损耗没有过量，例如小于每米1.5dB。对于在被认为对本发明的实施有用的频率范围的上限操作的设备(如上文限定的那样)，可能有利地是将微波功率发生设备移动成与辐射天线紧密邻近，以便使所述功率发生设备与所述辐射天线之间插入的能量递送线缆内的插入损耗效应最小。

所公开的用于在本发明中使用的材料可以用于被优化成在其它微波频率下操作的类似的外科手术治疗和/或测量天线结构。在这一实例中，可以根据特定选择频率来调节结构的几何形状。优选地，将使用电磁场仿真工具来优化天线结构。

当天线结构与在WO2004/047659中描述的动态阻抗匹配系统一起使用时，希望在控制电子器件(发生器)的输出端与辐射天线之间的线缆组件的插入损耗尽可能低，例如小于1dB，以便保证在辐射天线刀片上可用的功率最大化并且也实现在发生器的输出端与辐射天线之间建立谐振腔，以使得即使当辐射天线与组织负载之间存在很大的阻抗失配时，仍然递送最大功率。为了实现所需的最小插入损耗，可以优选使用波导线缆组件而不是同轴线缆组件。优选使用柔性波导线缆组件并且可以优选使用柔性-可扭曲波导线缆组件。

优选地，定制的波导法兰系统用来将波导组件的近端连接到发生器的输出功率递送端口。定制的法兰系统可以包括弹簧片布置，或者两个圆形螺纹部分可以附接到两个波导法兰以实现将两个法兰连接在一起。这些布置的一个优点在于避免需要使用常规固定件在开始治疗之前将两个法兰拧紧在一起、然后在结束治疗时拧开它们。常规波导固定件由于需要四个螺杆和关联螺母/垫圈而本身无法良好地与一次性单元一起使用。以这一方式连接和移除治疗天线组件对于外科医生或者临床医生(即操作员)而言可能是麻烦的，因而上述可选布置可以克服这一潜在限制。

在一个实施例中，天线包括负载波导腔，其中负载物包括一段电介质材料。电介质材料优选为低损耗材料，例如在操作频率具有小于0.001的tanδ或者耗散因子。电介质材料优选为能够被锐化以产生切割刀片或者切割边缘的硬材料，该切割刀片或者切割边缘可以用来以与雕刻刀或者手术刀片的方式相似的方式切穿生物组织。优选地，电介质材料具有生物兼容性以使它能够用于直接与生物组织结构接触。

波导部分优选地适合于将电介质材料保持或者夹紧就位。电介质材料的表面可以变粗糙或者滚花以提供用以防止电介质材料脱离波导部分的物理手段。

用于电介质材料的介电常数选择可以依赖于电介质材料将与之进行接触的材料的负载阻抗、即生物材料的电容率。例如，相对电容率为5.2的电介质材料可以用来在空载波导腔与相对电容率为27的生物组织块之间提供阻抗匹配。这一分析可能未考虑与材料相关联的耗散因子，因此，可以根据材料的复电容率来修改电容率的实际值(电磁场仿真可以用来优化所述结构)。

优选地，波导腔内的电介质材料的电长度是在所需操作频率下的波长的四分之一的奇数倍以使材料能够充当用以将空载波导的阻抗与生物组织负载的阻抗进行匹配的阻抗匹配变换器。

优选地，从波导突出到自由空间中的电介质材料部分朝着切割边缘逐渐变细，以便通过消除介电常数的大阶跃而使不连续最小化。可以使用准锥形的杆来实施这一变换，该杆具有长度优选为与在感兴趣频率下的波长的四分之一或者其奇数倍相等的多个离散阶跃。

优选地，可以在向天线提供功率的柔性线缆组件与天线的电介质材料之间形成的波导腔中包括调谐布置(例如调谐滤波器)。调谐布置可以采用可以拧紧到波导腔中以引入电容或者电感电抗的一个、两个或者三个调谐螺杆(或者短截线)的形式；特定电抗类型和电抗值将依赖于波导腔内的调谐螺杆的距离。在使用多个调谐螺杆的实例中，螺杆中心之间的距离优选为波导波长的四分之一或者八分之一的奇数倍。调谐布置可以使天线能够与各种组织负载阻抗静态地进行阻抗匹配，所述各种组织负载阻抗代表可以向辐射电介质刀片呈现的生物组织。

优选地，天线与生物组织的初始状态静态地进行阻抗匹配，以便使波导腔和柔性线缆组件内产生的驻波最少。这即使在天线与动态阻抗匹配系统结合使用时也是理想的。这一条件在使波导腔和柔性线缆组件的发热最少以及防止由于结构内产生的驻波而生成的高电压或者电流所造成的材料应力和/或击穿方面提供优势。

可以使用驻留于波导腔内的固定柱或者短截线来实现静态阻抗匹配。

优选地，波导的表面涂有传导率高的材料以便使导体损耗最少。可以使用银。也可能理想的是用金属材料涂覆电介质材料在波导腔外突出到自由空间中的一部分，以便防止电介质材料没有与生物组织接触的表面向自由空间辐射。用银材料层涂覆电介质材料表面的优点在于已经表明长期毒性不会影响结构并且银是有效抗菌的，因此可能理想的是电介质刀片的非辐射部分的一部分与生物组织接触。应当注意，电介质刀片可以涂覆有金属材料，其中仅形成辐射刀片的材料部分或者为了与生物组织进行接触而需要的部分才保持暴露。这一布置保证仅生物组织暴露于微波辐射。

如先前提到的那样，使用高频微波(或者非电离)辐射的优点在于穿透深度有限，因此暴露风险也有限。向自由空间辐射的风险也因以下原因而进一步减少：在这一工作中引入的天线结构已经被设计成与生物组织良好地匹配、但是与空气阻抗即377Ω不良地匹配。将能量向自由空间辐射的风险甚至因以下原因而进一步减少：与用来生成和递送治疗能量的系统相关联的感测电子器件可以感测天线正在向自由空间辐射并且可以将输出功率自动地减少至接近0，即1mW至10mW。

在另一实施例中，天线包括被制作到刀片或者刀结构的切割边缘上的辐射微带贴片(或者微带天线结构)。在这一布置中，可以优选地使贴片天线和馈送结构被镀到或者被蚀刻到硬微波陶瓷材料的表面上，其中所述陶瓷形成用于形成馈送结构的微带传输线的微波衬底。可以沿着陶瓷材料的刀片部分的边缘制作微波贴片。微带贴片天线可以被设置成沿着刀片的边缘辐射。可以优选地使陶瓷材料的一侧在整个表面之上被金属化以提供用于馈送结构和辐射贴片天线的接地平面或者回传路径。贴片天线可以被设置成沿着贴片的与输入馈线在物理上相反的边缘辐射。

带线(或者三板线)结构可以用来形成馈送网络以便防止馈线向自由空间辐射。在这一布置中，微带线可以被制作到第一电介质衬底(例如硬陶瓷)的第一面上而使第二面完全被金属化。第二衬底(通常是与第一衬底相同的具有相同相对电容率的材料)的第一面然后被放置于第一衬底材料的包含微带馈线的第一面的顶部以形成夹层，而第二衬底的第二面也完全被金属化。这一结构称为带线结构并且为传播电磁波提供封闭环境而且也提供屏蔽以消除辐射脱离馈线而传播到自由空间中的风险。如果两个衬底材料的厚度相同，则微带线的宽度将为它们在单面开放式微带馈送结构的情况下的宽度的约一半。

可以用组合式馈送结构或者包括固定阻抗馈线(例如50Ω)和四分之一波长变换器的结构形式来实施馈线结构。可以用来向多个辐射贴片天线馈电的其它馈线结构将为微波工程领域的技术人员所知，并且也可以使用这些结构。

贴片天线结构可以被制作到手术刀片上，该手术刀片具有附接到它的电介质材料层(衬底)，其中所述电介质材料的第一侧覆盖手术刀片的整个表面。然后例如通过将金属层蒸发到表面上或者使用银漆来金属化衬底材料的第二侧。然后蚀刻掉所述金属化层的区域或者范围以留下微波馈送结构和辐射贴片天线。在一侧上具有接地平面的第二衬底层可以用来形成带线结构以防止馈线向自由空间辐射(上文已经描述这一类结构)。

喷射电介质材料可以用来涂覆手术刀片的一侧。由于电介质材料的厚度决定微带线的阻抗，所以理想的是电介质材料的厚度在手术刀片的整个表面上恒定以保证馈线和辐射贴片具有受控阻抗，否则会出现失配和反射，这可能导致辐射效率低或者发热的结构。

可以考虑的另一结构是同轴馈送线缆，该馈送线缆具有附接到远端的‘H’回路辐射天线以提供血液密封所需的微波能量。所述‘H’回路天线可以连接到手术刀片或者提供锐利切割边缘的另一结构，以使得能够进行所需切割/密封动作。‘H’场回路可以位于刀片的中心，而对于回路所在的刀片部分而言‘H’场回路可以被去除以使辐射场能够在刀片周围传播。优选地，刀片具有手术刀片的形状并且由硬陶瓷材料制成，该材料本身将被锐化以提供有效的机械切割边缘。

可以考虑的其它结构包括连接到适当切割设备的同轴单极和同轴双极辐射结构。同样，单极/双极结构可以位于切割刀片布置内。

另一结构可以由使用连接到同轴线缆的同轴阻抗匹配变换器来馈电的多个所述同轴单极/双极结构构成，其中所述同轴单极/双极辐射器装配到切割设备比如手术刀片上，并且布置成在刀片切穿组织时将能量高效地辐射到组织中。

另一结构可以是物理形式与‘脱漆器(paint stripper)’或者‘凿子’的物理形式相似的设备，其中多个辐射贴片天线沉积到刀片部分的边缘上以使刀片能够被推动穿过组织以将组织分离成两个部分，在切割过程中将微波能量辐射到组织中以封锁血流。

理想的是天线包括有效地用于将微波能量辐射到组织中而不是自由空间中的辐射切割刀片。这可以使用包括‘牙’形状、半球形状和手术刀片形状的各种刀片轮廓来实现。例如，在基部拐角成60°角的三角形结构可以视为提供用以“挖”入组织中的能力。

可适合于在本发明中使用的馈送结构可以广义地划分成两个部分。第一部分是波导功率分离器而第二部分是微带(或者带线)功率分离器。在一个实施例中，微带分离器用来向四个波导部分馈电，因此这一布置可被视为两种技术的组合。在另一实施例中，使用混合环将微波源生成的功率分离成两等份。两个输出然后用来向各自包含13mm蓝宝石刀片的两个波导组件馈电以给出总长度约为26mm的辐射边缘。

可以使用组合式馈线结构或者四分之一波长馈送结构，其中所有馈线有固定阻抗。

适当的波导分离器可以包括：混合环(或者环形波导(rat race))耦合器、谐振腔分离器和混合‘T’配置。适当的微带功率分离器可以包括：Wilkinson耦合器、组合式馈送网络、四分之一波长功率分离器、非谐振分离器以及3dB耦合器。

天线可以具有长辐射刀片，例如长度为68mm或者更大的刀片。多个独立刀片可以组合在一起以产生可以沿着刀片的长度产生均衡或者均匀组织效应的单个刀片。

本发明的微波外科手术天线可以用于生物系统内的大体积固态肿瘤的肿瘤烧蚀。适合于这一功能的具体天线结构包括：负载波导结构，这些结构结合了对辐射孔与癌组织之间的阻抗匹配进行调节的装置；以及同轴结构，这些同轴结构包括具有辐射圆锥体的大直径同轴线缆、或者利用同轴阻抗匹配变换器来馈电的多个辐射单极。

在一个实施例中，混合环用来将源生成的能量分离。来自混合环设备的两个输出端口用来向包含蓝宝石刀片的两个独立波导腔馈电。如果两个单独部分之间的壁厚度限于约1mm，则可以有可能沿着与两个独立蓝宝石单片的长度相等的刀片长度产生均匀场。在理论上，两个刀片之间的壁厚度可以仅需等于微波能量流动的多个趋肤深度。在14.5GHz，铜或者银中的趋肤深度约为2.5μm。假如99％的微波能量在等于五个趋肤深度的厚度中流动，则使两个刀片之间的壁约为25μm厚是可行的，这会对独立波导结构内生成的场有可忽略的影响，但是将沿着与并排或者彼此相邻放置的两个独立部分相等的刀片长度提供准连续场。在这一布置中，其余壁可以提供为了将辐射刀片保持就位而必需的机械支撑。也可以在刀片的表面上提供栓以保证刀片保持就位而无法推入到波导腔中或者脱离波导腔。也可以在两个波导部分中的每个波导部分中提供静态调谐装置以使辐射刀片能够与考察的生物组织的阻抗静态地阻抗匹配。

还可以使用微带馈送结构来增加辐射刀片的长度以将从源生成的能量分离成四等份，然后使用四个输出以驱动波导腔内包含的四个辐射刀片。在一个实施例中，使用‘H’回路馈送装置来向各波导部分馈电，该回路馈送装置可以是长度为在操作频率下的半个波长或者其倍数的配线回路。优选地使‘H’回路的一段连接到微带线而使另一端连接到波导的壁之一，该壁还附接到微带馈线结构的接地平面。

Rogers 5880电介质材料可以用来提供用于微带馈线结构的衬底，其中衬底材料的厚度、接地平面金属化和微带馈线被选择成能够处理在输入馈送连接器处的功率电平。

优选地，馈线结构被封闭以防止来自微带馈线的辐射耦合到只有空间中。这可以通过将金属罐放置于馈线结构上来实现，其中尺度使得模变(moding)无法在结构内出现。可以使用带线结构来实施微带馈线结构，其中第二衬底材料放置于馈线的顶部上，而第二衬底材料的第二侧在它的整个表面上被金属化。

用来延长辐射刀片长度的其它布置包括使用沿着切割设备的边缘制作的辐射微带结构，这些切割设备例如是剪刀、手术刀、凿子、脱漆器、Stanley

刀和各种其它刀结构或者仪器。为了沿着刀片的长度提供均匀场，优选地沿着刀片的长度制作多个微带结构，例如方形或者矩形贴片天线、开缝辐射器或者行波天线。

替选地，或者除此之外，天线还包括一个或者多个辐射电介质杆。杆可以被指向成使天线能够在肿瘤内被推动以便在天线结构推入组织中时造成对癌组织的有效烧蚀。

因此，在第三方面中，本发明可以提供一种烧蚀探测器，所述烧蚀探测器包括：细长主体，具有用于穿透组织的插入端；在插入端的多个辐射部件，每个辐射部件用于发射用于烧蚀组织的微波辐射场；以及馈送结构，可连接到微波功率源并且布置成将微波功率传送到辐射部件；其中馈送结构被布置成将微波功率在辐射部件之间基本上平均地分离，由此发射的辐射场在插入端上基本上均匀。这样的探测器可以特别适合于治疗大型器官中的固体肿瘤。探测器可以配备有根据第一方面的电路布置以便能够接近治疗部位。细长主体可以包括布置成带有从插入端突出的多个天线的导管。辐射部件可以是同轴单极天线。

使用多个同轴辐射组件的布置可以用来治疗大的固体肿瘤。这些布置可以包括由大直径刚性同轴线缆馈电的多个单极同轴辐射部件，例如由12mm同轴线缆馈电的六个直径为2.2mm的辐射器。这些布置可能需要阻抗匹配变换器以便将同轴馈送线缆的阻抗变换成由连接在馈电点(起点)上的直径更小的同轴线缆的并联组合所给出的阻抗。在馈电点所见的阻抗可能受在各同轴线的远端(即，与生物组织负载进行接触的一端)所见的阻抗所影响。

微带结构可以用来制作馈线和阻抗变换器，其中具有连接到远端的辐射部件的多个小直径(例如1mm到2mm)的同轴部分附接到所述阻抗变换器。

同轴辐射器可以用于以它们在圆锥体的表面之上产生均匀场图案这样的方式配合于圆锥体结构内。圆锥体可以由附接到馈送结构的低损耗硬陶瓷微波材料制成。圆锥体形状的结构可以被指向成使天线能够在肿瘤内被推动，以便在天线推入组织结构中时造成对癌肿瘤的有效烧蚀。在这一布置中，辐射圆锥体可以辅助实现推动天线穿过肿瘤。刀片布置可以附接到圆锥体上以实现在推动天线穿过生物组织以造成肿瘤烧蚀之前进行切割。

可以使用电磁场仿真工具例如Computer Simulation Technology(CST)公司的Microwave Studio

来优化天线设计中所用的材料选择和几何形状。

外科手术天线和线缆组件可以形成被消毒并且放入无菌包装中的一次性产品。线缆组件的近端可以使用使附接变得方便的连接器组件来附接到台式发生器。可以使用揿扣式连接器或者定制的推入配合式布置。

这里讨论的辐射结构可以在它们的远端(或者辐射刀片)被校准以使它们能够与在WO 2004/047569或者WO 2005/115235中公开的治疗和测量系统一起使用。用以校准天线结构的能力可以在即使当辐射刀片没有与组织负载良好地匹配时仍然能够将所需功率电平递送到组织中这一方面使为了防止失血而向组织的能量递送能够得到优化。以这一方式递送能量的能力与使用高微波频率相关联的前述优点有关，可以提供胜于其它现有低频技术的显著优点。

附图说明

下文参照附图给出对本发明实施例的具体描述，在附图中：

图1示出了作为本发明一个实施例的可调谐肝切除天线；

图2示出了结合本发明的天线的动态阻抗匹配治疗系统的示意性系统图；

图3示出了根据本发明的天线在肝中的模拟回波损耗图；

图4示出了根据本发明的天线在自由空间中的模拟回波损耗图；

图5示出了根据本发明的天线在肝中的实际回波损耗曲线图；

图6示出了根据本发明的天线在自由空间中的实际回波损耗曲线图；

图7示出了作为本发明一个实施例的天线上的电磁场仿真结果；

图8示出了根据图7的仿真的蓝宝石刀片的场分布；

图9示出了根据图7的仿真的刀片的远场分布；

图10示出了作为本发明另一实施例的辐射刀片结构；

图11示出了切割刀片结构的示例；

图12示出了作为本发明另一实施例的具有切割刀片的外科手术天线；

图13示出了根据本发明另一实施例的包括四个天线的切割刀片；

图14示出了在本发明的另一实施例中具有使用泡沫材料保持就位的切割刀片的外科手术天线；

图15示出了在本发明的又一实施例中具有使用泡沫材料保持就位的切割刀片的外科手术天线；

图16示出了作为本发明另一实施例的具有‘脱漆器’结构的外科手术天线；

图17示出了作为本发明另一实施例的其上制作有多个贴片天线的辐射刀片天线；

图18示出了作为本发明又一实施例的其上制作有多个贴片天线的辐射刀片天线；

图19示出了在刀片边缘上制作有多个贴片天线的手术刀；

图20(a)示出了附接有H场回路天线的手术刀；

图20(b)示出了附接有H场回路天线的手术刀，其中刀片的中央被去除以使电磁能量能够在刀片周围传播；

图20c示出了附接有E场探测器天线的手术刀，其中刀片的中央被去除以使电磁能量能够在刀片周围传播；

图21(a)-(d)示出了作为本发明的另外实施例的用于治疗肿瘤的可调谐负载波导天线；

图22是作为本发明另一实施例的用于治疗大型肿瘤的烧蚀天线结构；

图23示出了适合于治疗大体积固体肿瘤的天线结构的概念图；

图24(a)-(b)示出了可以用于烧蚀肝肿瘤的同轴天线结构；

图25是作为本发明另一实施例的刀片结构的侧视图；

图26是图25中所示的刀片结构的透视图；

图27是示出了图25中所示的刀片结构在肝组织中时在中平面处的功率损耗密度的电磁场仿真；

图28是示出了图25中所示的刀片结构在肝组织中时在频率范围内的回波损耗的图；

图29是示出了图25中所示的刀片结构在空气中时在频率范围内的回波损耗的图；

图30是作为本发明又一实施例的刀片结构的侧视图；

图31是图30中所示的刀片结构的透视图；

图32是图30中所示的刀片结构在肝组织中时在中平面处的功率损耗密度的电磁场仿真；

图33是图30中所示的刀片结构在肝组织中时在频率范围内的回波损耗的图；

图34是适合于将图25中所示的刀片结构附接到波导的变换器结构的透视图；

图35是图34中所示的变换器的正视图；

图36是示出了图34中所示的变换器从波导开始的回波损耗的图；

图37是示出了图34中所示的变换器从波导开始的插入损耗的图；

图38是经过适合于将图30中所示的刀片结构附接到波导的变换器结构的纵向截面的透视图；

图39是经过图38中所示的变换器结构的横向截面的透视图；以及

图40是示出了图38中所示的变换器从波导开始的回波损耗和插入损耗的图。

具体实施方式

这里描述的切除天线的操作可以被描述为与黄油刀或者肉类刀的操作相类似。已经考虑用于本发明的实施的各种刀片结构，即：‘牙’形刀片、手术刀形刀片、‘脱漆器’形刀片、凿形刀片、半球形刀片、厨房刀形刀片和雕刻刀形刀片。在使用‘牙’形刀片的实例中，可能优选的是牙采用在各基部拐角成60°角的三角形结构以提供用以“挖”入组织的能力。

图1示出了用于切除应用的外科手术天线结构100。这里所示的布置是负载波导天线，该天线使用蓝宝石材料以形成辐射部分或者刀片110，并且在这一特定实例中还充当锐利的切割工具。波导内的蓝宝石部分的形状以及端部或者刀片壳的设计在生物组织180、蓝宝石刀片110以及波导腔140之间提供了良好的阻抗匹配。整个结构由蓝宝石刀片110、刚性波导部分130、波导适配器或者法兰120、特定长度的固定波导腔140、三个调谐短截线141、142、143以及线缆组件150构成。线缆组件150可以是具有用以在波导系统与同轴系统之间进行转换的适当适配器的柔性或者柔性/可扭曲波导部分或者同轴线缆。蓝宝石部分110使用电铸工艺在其表面之上被部分地金属化，仅暴露刀片的一端，即辐射部分。蓝宝石材料在空载波导部分120的阻抗(该阻抗是与空气的阻抗接近的高阻抗)与生物组织(该生物组织可以是例如在100Ω与1Ω之间的低阻抗)之间提供阻抗匹配。固定波导140的尺寸依赖于操作频率。在图1中所示的布置中，使用一段在12.4GHz与18GHz之间的频率范围内操作的WG18(WR62)柔性波导。这是适合于在这里讨论的优选操作频率14.5GHz下使用的结构。

调谐短截线141、142、143用来使生物组织180与天线组件100之间的静态阻抗匹配能够得到优化。在图1中所示的布置中，三个调谐螺杆之间的间距为波导波长的四分之一，其中波导在这里限定为WR62。以这一方式布置的三个调谐螺杆使得能够获得组织负载180与天线100之间的阻抗匹配，其中组织负载可以采用史密斯圆图上的任何阻抗值。调谐短截线可以是在波导腔140内插入的小柱。调谐螺杆可以由所制造的设备中的固定柱取代。

波导部分120将蓝宝石刀片保持就位，并且充当第二波导部分140与蓝宝石材料110之间的接口。图1示出了与生物组织块180例如肝接触的蓝宝石刀片。

该设备可以与在WO 2004/047659中描述的动态阻抗匹配系统一起使用，以实现将所需功率递送到可变组织负载阻抗例如肝和血液中。这可以克服与如果天线变得与组织所呈现的负载阻抗失配则停止将能量递送到组织中的其它系统相关联的问题。通过校准天线，有可能将天线的输出阻抗高效地联系到形成系统负载的生物组织的阻抗。

外科手术天线的辐射部分可以涂有由如下材料制成的例如10μm的薄层，所述材料为：该材料将防止一旦微波能量已经使组织凝结时辐射末端附着到组织，并且使设备具有生物兼容性。否则凝结的血液可能粘住辐射刀片。可以使用的适当材料包括特氟隆和二氯对二甲苯二聚体。

其它形状可以用于辐射刀片。例如，可以使用“牙”形辐射结构，或者切割边缘和辐射部分的形状可以类似于常规手术刀片。对各刀片形状(或者结构)电磁场仿真和优化，并且对波导壳120、130的结构、调谐短截线141、142、143的位置以及在波导腔的内部和外部突出的电介质材料(蓝宝石或者其它硬陶瓷材料)110的形状进行调节以便优化结构。

波导腔120、130内的电介质材料成锥形以便使耦合到辐射电介质中的场最大。替选地，或者除此之外，还可以使用多种电介质材料或者呈现多个介电常数的单一材料。使用锥形部分以将波导的阻抗与生物组织的阻抗进行匹配的优点在于：波导阻抗与组织的阻抗之间的阶跃没有非常陡峭，因此使与变换相关联的不连续最小化。可以在感兴趣频率下在等于多个波长的电长度内成锥形，也就是说，在效果上发生多个四分之一波长变换。

在图1中所示的布置中，仅使用一个变换装置将空载波导的阻抗变换成生物组织的阻抗。例如，如果待治疗的组织的介电常数在操作频率下约为40，则需要电长度为(2n-1)λ/4(其中n是整数)而相对电容率为√40＝6.32(假设波导部分120、130、140空载)的材料以实现阻抗匹配结构。在这一近似中假设所有材料无损耗，即它们的耗散因子或者tanδ为零。

作为矩形波导(图1)的替选形式，可以使用适应具体用户要求的柱形波导、方形波导或者更特制形状的波导。

在图1中所示的具体实施例中，蓝宝石刀片或者切割边缘的宽度为13mm。针对其中波导WG18(WR62)的物理轮廓或者腔尺度与辐射蓝宝石刀片匹配的操作频率14.5GHz来优化刀片设计。当使用从http://niremf.ifac.cnr.it/tissprop/获得的用于肝块的模型时，将过渡处的阻抗匹配仿真成在14.25GHz与14.75GHz之间的频率范围内优于-25dB回波损耗，其中在点频为14.5GHz时相对电容率给定为27.222而导电率给定为14.448S/m。在波导部分或者过渡部分120中包括脊130以便减少跨波导孔径的电压变化。辐射蓝宝石刀片110焊接到从WG18到WG17的过渡部分120。蓝宝石辐射刀片110的壁是电铸的。物理栓被引入到刀片中以保证刀片在波导内紧密地保持就位并且无法脱落或者变得意外地脱离。

适合于这里公开的天线结构的具体材料是：

(a)对于辐射/切割刀片和匹配变换器：

-蓝宝石(Al₂O₃)，硬度为1900努普(9Moh)，与C轴垂直的介电常数＝9.3，与C轴平行的介电常数＝11.5，且损耗角正切(或者耗散因子或1/Q)＝0.00005，

-来自Morgan Electroceramics公司的称为D6的粒状微波陶瓷材料，该材料具有介电常数＝6.5+/-0.5和损耗角正切＝0.0002，并且可以在3GHz与20Ghz之间的频率范围内使用。

(b)对于涂覆材料：

-二氯对二甲苯二聚体、特氟隆或者PTFE可以用来涂覆辐射/切割刀片和/或涂覆整个天线结构，因为它们具有生物兼容性以及在感兴趣频率下的低损耗。可以通过使用例如10μm到100μm的由所述材料制成的很薄的层来避免电介质发热损耗；

(c)对于刀片壳、波导部分和线缆组件：

-黄铜、铝、铜或者银，这些材料具有高传导率，由此使波导中的导体损耗最小并且限制由导体损耗造成的波导结构发热。例如，可以使用镀银的铝结构，其中镀层厚度在感兴趣频率下为多个趋肤深度以保证大部分微波能量包含于这一深度内。

图2示出了图1的辐射天线结构20，该结构与自动化阻抗匹配系统一起使用以在可变或者动态负载阻抗(例如血液阻抗、肝表面的阻抗或者肝内所含肿瘤的阻抗)的条件下实现将能量高效递送到生物组织180中。可以在WO 2004/047659中找到图2中以框图形式示出的系统的具体细节，而这里包括对系统操作的简要概述。这里所示的动态阻抗匹配系统使用在系统频率14.5GHz下产生低功率信号的源振荡器单元10。源振荡器单元10也可以产生用来为微波接收器单元22提供本地振荡器信号的第二信号。微波接收单元22是用以实现从由正向和反射功率定向耦合器15、16、18、19的耦合部分提供的信号中提取量值和相位信息的外差接收器。在这一实施例中，在微波频率14.45GHz下生成本地振荡器信号以提供50MHz的第一中频(IF)。图2示出了来自连接到功率电平控制器11的源振荡器单元的射频输出端，功率电平控制器11用来控制递送到组织负载180中的功率电平。使用由数字信号处理器13提供的信号来设置电平。这一信号是基于经由用户或者操作员向用户接口24提供的信息。来自功率电平控制器11的输出连接到调制开关12，调制开关12用来控制递送到组织负载180中的输出功率的格式，即脉宽和占空比。使用由数字信号处理器13提供的信号来设置开关位置，该信号基于经由用户向用户接口24提供的信息。使用放大器块14来放大来自调制开关12的输出信号以提供可以用来有效地烧蚀生物组织的功率电平。放大器块可以是固态(例如GaAs)功率放大器或者对于更高的功率输出而言是行波管。功率放大器14的输出端被连接到第一正向功率耦合器15的输入端，第一正向功率耦合器15被配置成测量在功率放大器14的输出端产生的一部分功率。第一正向功率耦合器15的输出端连接到第一反射功率耦合器16，第一反射功率耦合器16被配置成测量在可调调谐滤波器17的输入端产生的反射功率的一部分。调谐滤波器17充当阻抗调节器，其中单元的阻抗可以被调节成任何阻抗以使外科手术天线20的辐射部分‘所见’的阻抗与生物组织180产生的负载阻抗能够阻抗匹配。调谐滤波器17的输出端连接到第二正向功率耦合器18的输入端，第二正向功率耦合器18被配置成测量从调谐滤波器17产生的功率的一部分。第二正向功率耦合器18的输出端连接到第二反射功率耦合器19的输入端，第二反射功率耦合器19被配置成测量由于天线20的输出辐射刀片110与生物组织负载180之间的阻抗失配而沿着线缆组件150往回反射的一部分。来自正向功率耦合器15、18和反射功率耦合部分16、19的耦合部分的测量信号被馈送到微波接收器单元22中，该微波接收器单元22将信号转换成可以由信号处理器单元13内包含的模数转换器(ADC)使用的低频，该信号处理器单元13用来提取相位和量值信息，所述信息用来计算对调谐滤波器17的调谐部件的所需调节，以使在功率放大器14的输出端产生的能量与在外科手术天线20的辐射端所见的组织负载180能够阻抗匹配，由此使系统能够将所需功率电平递送到可变阻抗负载中。在这一实施例中，调谐部件是三个调谐杆(或者短截线)25、26、27，这些杆(或者短截线)物理地(机械地)移入波导腔中和从波导腔移出以实现将来自功率放大器14的输出功率递送到由生物组织180向外科手术天线20的辐射部分呈现的负载中。也可以使用功率变容二极管或者功率PIN二极管作为调谐部件。调谐短截线25、26、27各自提供电容或者电感电抗，而该电抗的值是波导腔内的特定调谐杆的距离的函数。相邻调谐短截线的中央以用于在操作频率下使用的具体波导的波导波长的四分之一或者八分之一分离。调谐短截线在波导腔内的位置取决于在短截线/调谐部件控制器28的输入端处的信号，该控制器在这一实例中是机电致动器。用来控制短截线/调谐部件控制器28的输入信号由数字信号处理器13提供，而这些信号是基于来自微波接收器单元22的信号，来自微波接收器单元22的信号本身是基于在定向耦合器15、16、18、19的耦合端口测量到的信息。在远端辐射刀片110上校准外科手术天线20以实现使用上述自动阻抗匹配系统。在外科手术过程中使用之前，在校准单元21内插入天线20，并且进行单端口校准以使在天线20的远端(辐射蓝宝石刀片)处‘所见’的信号能够为数字信号处理器单元13所参照，其中使用数字信号处理方法来提取相位和量值信息。该校准有效地去除了由系统中在辐射天线的远端(天线)与数字信号处理器的输入端之间的所有部件造成的相位和量值改变，以使测量信号能够代表辐射天线的远端所接触的生物负载。

图3示出了针对图1中所示的蓝宝石刀片的模拟的作为频率函数的回波损耗的图，其中在肝块180内插入刀片110，该肝块的电特征由在http:/niremf.ifac.cnr.it/tissprop/中给出的组织模型来限定。图3中给出的响应表明在感兴趣频率14.5GHz下的回波损耗将大于-30dB，这意味着在蓝宝石天线结构的远端递送的能量与肝模型的阻抗良好地匹配，并且辐射结构所产生的能量的大部分将递送到肝组织中。

图4示出了针对向自由空间辐射的蓝宝石天线的模拟的作为频率函数的回波损耗的图。该图表明在14.5GHz下的回波损耗将小于-1dB，这意味着大部分能量将沿着天线结构朝着设备向自由空间中辐射的能量源往回反射。针对这一状况来优化辐射天线结构以便使发射到自由空间的辐射数量最小。当天线与系统的其余部分一起使用时，将感测反射功率电平并且可以减小源功率电平以进一步使向自由空间辐射能量的风险最小。

图5示出了在天线的辐射部分(蓝宝石刀片)插入到一段病态猪肝中时在10GHz与15GHz之间的频带内测量的作为频率函数的回波损耗的图。该图示出了所述结构在14GHz与14.5GHz之间的频带内良好地匹配。置于14.5GHz的标记示出了在这一频率下的回波损耗为-27.223dB，这表明天线结构在本发明的感兴趣频率下与非灌注猪肝负载良好地匹配。图6示出了在天线的辐射部分向自由空间辐射时在10GHz与15GHz之间的频带内测量的作为频率函数的回波损耗的图。回波损耗在14.5GHz下为-6.989dB。

在发生器与辐射天线之间的用于图1中的线缆组件150的1.2米柔性波导在14.5GHz下的插入损耗为0.621dB。就功率损耗而言：假设在微波发生器的输出端可用的功率为50dBm(100W)，则在向天线结构的输入端可用的功率将为：50dBm-0.621dB＝49.379dBm＝86.676W。这意味着13.32瓦特的功率将沿着长度为1.2米的线缆组件损耗掉，因此每厘米的损耗将为0.111W，这表明递送结构即使在持续施加能量很长时间(例如10分钟或者更长)时也不会发热。还理想的是使150的插入损耗最小以实现在功率放大器15与组织负载180之间建立谐振腔，以使图2中所示的动态匹配系统有效地工作以即使在负载和源失配时仍然提供向组织中的能量递送。

图7示出了在辐射蓝宝石刀片陷入肝块中时的电磁场仿真结果。在固定频率14.5GHz下进行仿真。可见最大功率流是在刀片的区域中并且功率密度和电场沿着刀片的表面是均匀的。图8示出了蓝宝石刀片内的场分布，其中可见电场在刀片的辐射端(所述刀片在此进入生物组织)最大，并且沿着刀片的长度生成的电场均匀。图9示出了用于天线的远场图案。可见天线具有方向性并且具有最大增益11.19dBi。

为了使用上文讨论的辐射蓝宝石刀片天线来分离病态猪肝组织180的区域，可以使用以下条件：

1.在辐射刀片上的功率电平：60W

2.操作模式：连续波

3.操作持续时间：45秒

4.频率和稳定性：14.5GHz(+/-1kHz)

5.肝的初始温度：约15℃。

在这一情况下，穿透深度限于辐射的穿透深度。

图10示出了实施例，在该实施例中，陶瓷材料110执行空载波导部分140与生物组织180之间进行阻抗匹配的功能。切割或者打磨陶瓷材料110以形成锐利的切割刀片边缘以便切穿生物组织结构180。在图10中，陶瓷材料在感兴趣频率下具有相对电容率6.32，以在由相对电容率为一的充满空气的空载波导腔与相对电容率为40的组织块180之间实现有效阻抗匹配。陶瓷材料110的近端(能量在此从波导腔耦合到陶瓷材料110中)被成形为实现耦合到陶瓷材料110中的最大场。

图11示出了‘牙’形辐射刀片，该刀片采用具有三个等边和三个等角60°的等边三角形形式。延长平底之一以使陶瓷能够保持于波导内并且使微波能量耦合到所述陶瓷中。可以使用其它刀片形状。例如菱形、风筝形、钝角三角形、不等边三角形或者等腰三角形。

图12示出了外科手术天线具有约26mm的刀片长度的实施例。该设备使用置于独立波导腔120、121内的两个13mm的蓝宝石刀片110、111，使两片蓝宝石之间的公共壁尽可能薄以保证组织效应在刀片的整个长度内保持均匀。所需壁厚度受限于物理约束和用于传播微波信号所需的趋肤深度。假如在感兴趣频率下的趋肤深度是在数微米(μm)的范围中，则可以使两个蓝宝石刀片之间的壁厚度小到足以不影响组织效应的均匀性。分别使用柔性或者柔性-可扭曲波导组件140、141来向两个波导腔120、121独立地馈电。在图12中，使用混合环功率分离器200将来自发生器的源功率分离成两等份，这两份源功率用来向波导线缆组件140、141的近端馈电。来自发生器的输入功率在端口一220进入混合环。一半输出功率从端口二230出去，而另一半输出功率从端口四250出去。

在针对混合环功率分离器200示出的布置中，向端口一220输入的功率在端口二230与端口四250之间等分，其中端口三240充当隔离端口。隔离端口240连接到匹配良好的功率负载，所述功率负载在这里示出为波导负载260。在这一布置中，两个输出端口230、250之间的相移为180°。可以认为如果所有四个端口220、230、240、250均具有连接到它们的匹配良好的负载(即在端口的反射被最小化)，或者连接到混合环的四个端口的部件(即两个辐射蓝宝石刀片天线、波导负载和输入馈送线缆)的输入阻抗与混合环的输入和输出端口的阻抗相同，则功率在环200周围等分。如果所述端口阻抗为Z_o，则环的阻抗应当等于√2×Z_o以便满足阻抗匹配系统的所需条件。更正式地说，功率分离器的操作可以被描述如下：在端口四250的波将行进3λ/4，因而它们同相并且将被加在一起。在端口二230的波将行进λ/4和5λ/4，因而它们也同相并且将被加在一起。然而，在端口三240的波将行进2λ/4和λ，因此这些波是180°异相并且因而将抵消。还可看出两个输出端口230、250之间的电长度为λ/2，因此在两个输出信号之间将有180°相移。这不会影响两个辐射刀片110、111的操作，因为两个辐射天线不依赖于引导到生物组织中的能量而工作，因而在由两个辐射刀片110、111产生的场图案之间将有最小的交互或者耦合。如果希望使两个信号恢复同相，则可以在环的端口二230与波导线缆组件140之间的或者在环的端口四250与波导组件141之间的路径中插入附加长度的波导部分。如果附加波导部分的电路径长度为180°，则馈送到波导发射器120、121的第一和第二部分中的波将恢复同相。由于对于这里给出的具体实施例，产生180°相移所需要的附加长度在兴趣操作频率下在空气(或者真空)中约为10mm，所以附加波导部分不会造成两个辐射刀片之间的明显量值失衡，因此可以忽略由两个刀片产生的能量的差。

可以使用其它适当的功率耦合器或者功率分离器，其中一些包括：支路线耦合器、谐振腔分离器、Wilkinson耦合器以及波导耦合器，例如两孔耦合器。

谐振腔分离器在高微波频率下可能特别有利，因为这些布置已经证实在高达220GHz的窄带应用中有用。在这些设备中，柱形或者矩形腔用来实现获得如0.2dB一样低的功率损耗和在85％与90％之间的分离效率(参阅Kai Chang的‘Handbook of RF/Microwave Components andEngineering’，Wiley-Interscience，ISBN：0-471-39056-9，第187页)。

在图12中，两个波导腔120、121各自还分别包括三个调谐螺杆141、142、143和144、145、146。这些调谐螺杆用来实现蓝宝石刀片110、111与生物组织190的阻抗静态地阻抗匹配。理想的是设备与可以在最终应用中使用的代表性生物组织180阻抗匹配，但是如果该设备与在WO2004/047659中描述的和在图2中示出的动态调谐系统一起使用，则将自动地进行阻抗匹配。即使在这一实例中，理想的是保证在辐射蓝宝石刀片110、111与治疗组织180之间存在良好的初始阻抗匹配以便限制驻波，这些驻波可能导致调谐网络与蓝宝石辐射天线刀片110、111之间的谐振腔中产生高电流或者电压(场)，其中调谐器产生组织负载的阻抗的共轭以使得能够实现匹配条件。

也可以使用微带(也称为带线)结构来向辐射天线馈电或者充当如下装置，所述装置对来自微波功率源的单个输入进行分离以实质上提供可以用来激励多个辐射天线结构的多个低功率源，这些辐射天线结构可以用来凝结或者烧蚀生物组织。

图13示出了切割/辐射天线结构具有约68mm的刀片长度的实施例。该设计使用制作到电介质材料350上的微带馈线结构，电介质材料350在感兴趣频率下呈现低插入损耗并且厚到足以使功率电平高达100W和超过100W的连续波能够流动；适当候选是来自Rogers公司的RT/duriod

5880，其是在10GHz下相对电容率为2.33而耗散因子为0.0009的PFTE玻璃纤维化合物。使该材料能够处理由系统生成的功率的适当厚度在2.5mm与3.5mm之间。馈线300的宽度和厚度也决定馈线结构可以处理的功率电平，并且由于馈线300的宽度随着电介质材料350的厚度而增加，理想的是使电介质的厚度与物理上可能的厚度一样大，以便保持轨道的宽度尽可能宽。用于这一实施例中所示的馈送结构的所有微带线的阻抗为50Ω。图13中所示的外科手术天线使用负载有多段电介质材料110、111、112、113的四个波导部分120、121、122、123。各段电介质材料是以锐利刀片的形式，这些刀片可以用来将微波能量辐射到生物组织180中并且还切穿所述生物组织180。电介质材料之间的内波导壁(即110与111之间的壁、111与112之间的壁和112与113之间的壁)的厚度小到足以防止由相邻电介质材料部分产生的场的不连续造成非均匀组织效应。微带馈送结构300由四个50Ω的微带线C310、B320、A330、A331构成。输入馈线C310由可以是使微波连接器360连接到输入端的任何长度的线构成。所述连接器360可以是N型连接器或者SMA型连接器。连接到馈线C310的远端上的第二微带线B320形成两个四分之一波长变换器，也就是说，从馈线C310的远端起的线长度为(2n-1)λ/4。假设连接到线A330和A331的远端上的阻抗具有50Ω的阻抗，因此在由线B320产生的两个阻抗变换器的远端所见的阻抗将等于并联连接的两个50Ω阻抗、即25Ω。50Ω的四分之一波长变换器B320将25Ω阻抗变换成100Ω、即50²/25＝100Ω，并且由于由线B320形成的两个阻抗变换器的近端连接到馈线C 310的远端，所以在馈线C 310的远端所见的阻抗等于并联连接的两个100Ω阻抗以给出50Ω，因此馈送网络与50Ω系统是阻抗匹配的。微带线A330、A331可以是任何实际长度，但是从它们与变换器B320连接的中心点起的长度应当相同，也就是说，在线A 330和A 331的两端处的能量相位和量值也相同。来自微带线A330和A331的四端的能量使用‘H’场回路340、341、342、343耦合到波导腔120、121、122、123中。所述回路具有与在感兴趣频率下的波长的一半(或者其奇数倍)相等的长度。回路的一端连接到微带功率分离器的四个输出之一，而另一端连接到相应波导腔的壁。‘H’场回路实现在波导内产生横向磁(TM)场或者横向电(TE)场，因此沿着微带线结构产生的横向电磁(TEM)波被转换成在四个波导腔120、121、122、123内产生的横向磁(TM)波或者横向电(TE)波。产生的波是TM波还是TE波依赖于回路的取向；图13中所示的取向将产生TM波，而如果将回路旋转90°，则将产生TE波。使用回路耦合的一种替选方式是使用探测器耦合，其中长度通常与在感兴趣频率下的波长的四分之一相等的探测器通过波导的壁被插入。当使用‘H’场回路时，一般以磁场为主，因而认为波导具有横向磁性，其中磁线穿过回路的中央。从图13可见在微带线与波导腔之间有间隙；这一间隙保证信号线(或功率馈送)不会与波导腔的壁短路。电介质衬底材料350的底部(第二侧)在它的整个表面之上被金属化以形成接地平面，并且这一金属化表面电(以及物理上)连接到波导腔120、121、122、123的外壁。

第二电介质材料可以夹入到微带馈线结构C310、B320、A330、A331的顶部以防止馈线结构向自由空间辐射。在这一实例中，第二电介质材料的第二侧在它的整个表面之上被金属化以形成接地平面，并且这一金属化表面电(和物理)连接到波导腔120、121、122、123的外壁。在这一实例中，修改微带线的宽度以考虑到第二电介质材料。如果第二电介质材料的厚度与第一电介质材料即350的厚度相同，则线宽度近似地减半。

为了让微带线馈送结构能够处理高达和超过100W的连续波功率电平，优选的是微带线的厚度约为2oz(70μm)而线材料具有高传导率，例如可以使用铜、黄铜、金或者银。

图14示出了使用蓝宝石刀片110的外科手术天线的布置，该蓝宝石刀片110插入到波导腔120中并且使用一段聚苯乙烯泡沫材料116来保持就位。蓝宝石刀片110以如下方式定位于波导腔120内，该方式使得在波导腔内生成的最大场耦合到辐射刀片110中以实现最大能量可用于治疗组织结构180。除了辐射刀片部分和在波导腔120内的微波场耦合到材料中的部分之外，蓝宝石的所有表面区被金属化。金属化层防止材料的表面向自由空间辐射，并且也有助于将场聚集到生物组织结构180中。

图15示出了插入到波导腔120内并且使用一段聚苯乙烯泡沫材料116来保持就位的圆柱形陶瓷辐射刀片110。在这一布置中，辐射部分是被金属化至辐射末端的圆锥体。波导腔120内的陶瓷部分是用以实现从波导腔耦合到陶瓷杆中的最大场的指向部分。波导内的陶瓷部分没有被金属化。外部点是锐利的以使结构能够独立地刺穿皮肤或者被推动穿过包括多个解剖平面的生物组织结构。刀片(例如手术刀片)可以固定到圆锥体的顶端以实现和/或辅助组织切割或者进行初始切入(这在图15中没有示出)。

图16至图19提供可以使用微带天线结构和馈线以提供本发明的所需切割和密封特征的可能设备的细节。

可以使用带线或者三板微带结构来实施图16至图19中给出的结构，以便屏蔽与设计相关联的馈送结构从而防止辐射脱离馈送结构并且还使不连续最小化。

图16示出了使用“脱漆器”结构的肝切除天线的实施例，其中辐射贴片天线阵列400沉积到刀片上以形成辐射部分，该辐射部分可以沿着刀片的长度产生均匀辐射图案，以在将该结构推入生物组织中时产生均匀的组织烧蚀。所述辐射部件可以辅助组织切割过程。辐射部件的阻抗匹配于生物组织的阻抗，以使刀片能够将能量高效地递送到组织中以例如在治疗人体内的灌注程度高的器官时使血液凝结以停止流血。微波连接器360用来将微波能量发射到辐射结构中，而馈线结构300用来向各辐射贴片天线优选地馈送相同电平的功率。馈线以信号的相位相同这样的方式进入贴片天线，而相邻贴片紧密邻近以沿着辐射刀片的长度提供均匀的组织效应。

图17示出了具有多个辐射贴片天线的辐射刀片天线的一个具体实施例。天线和馈线结构设置于陶瓷衬底材料(刀片)350的一侧上，而所述衬底材料350的第二侧完全被金属化以形成接地平面或者回传路径351。图17中所示的实施例使用沿着陶瓷刀片的边缘设置的十六个辐射贴片天线401-416。馈线结构使用50Ω微带线和交替的四分之一波长变换器。N型微波连接器360连接到馈线结构的输入端，并且使线缆组件能够连接在微波功率发生器与外科手术天线之间。第一微带线310连接到微波连接器360的微带发射引脚。所述微带线310的长度并不关键，但是由可容许的插入损耗和物理约束所控制，这些物理约束涉及所应用的仪器的最终用途和一般审美。微带线310的远端连接到形成两个四分之一波长变换器的第二微带线320。第二微带线320的中央点连接到第一微带线310的远端。第二微带线320的两个远端分别连接到第三和第四微带线331、330的中央点。第三和第四微带线331、330的长度并不关键，但是优选的是两个线长度相同以实现在四个远端的信号就量值和相位而言相同。第三和第四微带线331、330的远端连接到分别形成另外四个半波长微带线373、372、371、370的第五、第六、第七和第八微带线的中心点。这些微带线形成另外八个四分之一波长变换器。四个半波长微带线373、372、371、370的远端连接到另外八个微带线380、381、382、383、384、385、386、387，这另外八个微带线的长度并不关键，但是应当优选地都有相同长度以便保证在所述微带线的远端产生的所有信号的相位和量值相同。微带线370-373的远端应当连接到微带线380-387的中心点以使得能够进行必要的阻抗变换。微带线380-387的远端形成分别通向辐射贴片天线401-416的馈线。

相邻辐射贴片之间的距离使得沿着刀片的长度生成均匀电磁场。相邻贴片之间的距离在感兴趣频率下约为1mm以便保证组织效应(凝结/烧蚀)沿着辐射刀片的长度是均匀的。

图17中给出的50Ω微带馈线结构的操作示例如下：

1.从向十六个辐射天线的馈送开始，假设天线馈点401-416‘看见’50Ω的阻抗负载，

2.这意味着微带线380-387的中心点各自‘看见’25Ω的阻抗，即并联的两个50Ω的负载(50/2＝25Ω)，

3.当微带线370-373各自有与在感兴趣频率下的波长的一半相等的电长度并且线的中心连接到向这些线馈电的微带线的远端时，各个25Ω负载阻抗由各个四分之一波长变换器变换成100Ω，即：

z₀＝√(z₁×z_s)＝＞z₁＝z₀ ²/z_s＝50²/25＝100Ω

(在这一分析中z₀为微带线的特征阻抗(以欧姆为单位)，z₁为负载阻抗(以欧姆为单位)，而z_s为源阻抗(以欧姆为单位))，

4.这意味着在各微带线370-373的中心点‘所见’的阻抗为50Ω，即两个100Ω阻抗的并联和(100/2＝50Ω)，

5.因此，在微带线331和330的四个远端‘所见’的阻抗为50Ω，

6.这意味着微带线331和330的中心点‘看见’25Ω的阻抗，即并联的两个50Ω负载(50/2＝25Ω)，

7.微带线320具有与在感兴趣频率的波长的一半相等的电长度，而线320的中心连接到与输入连接器360连接的第一微带馈线310的远端；因此，25Ω负载阻抗由四分之一波长变换器变换成100Ω，即：

Z₁＝Z_o ²/Z_s＝50²/25＝100Ω，

8.这意味着在微带线320的中心点‘所见’的阻抗为50Ω，即两个100Ω阻抗的并联和(100/2＝50Ω)，

9.假如第一微带线310是50Ω微带传输线，而连接到输入连接器360的线缆组件具有50Ω特征阻抗，则在微带线320的中心点‘所见’的50Ω阻抗为匹配良好的网络或者系统提供了条件。

辐射贴片天线401-416被配置成使得辐射边缘与接触所述辐射边缘的生物组织180的阻抗是阻抗匹配的。

图18示出了用于外科手术切除天线的可选布置，该天线使用制作到混合衬底结构的第一侧上的微带馈线结构和多个辐射贴片天线。在这一布置中，形成馈线结构一部分的第一四个微带线310、320、331、330被制作到微波PCB材料上；在这一实施例中，微波PCB材料是来自Rogers公司的5880 RT Duriod

其余馈线380-387和辐射天线组件401-416被制作到硬陶瓷材料上，所述硬陶瓷材料在这一实施例中为蓝宝石。可以使用适当的粘合剂来接合两种材料。该结构的第二侧完全被金属化并且形成用于微波馈送和辐射天线结构的接地平面或者回传信号351。金属化层是良导体，例如铜、银或者黄铜。在金属化与衬底材料之间提供接口层以便将两层接合在一起。接口材料在操作频率下呈现低损耗以防止部分微波能量由材料吸收并且造成结构发热和在辐射天线处可用的能量损耗这些所不希望的效应。

馈线可以由金属外壳(未示出)覆盖以防止来自微带馈线结构的辐射发射传播到自由空间中。

图19示出了馈片给结构378和辐射贴片417制作到手术刀片500上的辐射贴片天线结构的实施例。使用手术刀片的一侧作为接地平面，而将电介质衬底材料层350附接到手术刀片的第二侧，由此微带馈线结构和辐射贴片附接到所述衬底层以形成微带线结构。在电介质材料上喷射可以用来在附接用于微带馈线和辐射贴片的金属化层之前涂覆手术刀片500的第二侧。

图17至图19中所示的辐射贴片天线的几何形状取决于操作频率、衬底材料的性质和组织负载。在正常操作中，贴片天线的辐射边缘是在操作频率下的波长的一半。通常，沿着与馈线垂直的边缘的场为零。

图20(a)示出了用于辐射刀片天线的又一实施例。在这一布置中，手术刀片500附接到同轴线缆组件503、504的远端，而辐射‘H’场回路天线502附接到所述同轴组件的远端以形成辐射场部件。中心导体504连接到‘H’场回路502的近端，而远端附接到同轴馈送结构的外导体503。绝缘材料501用来防止‘H’场回路短接切割刀片500。这里所示的实施例由于Kapton胶带的高电压击穿性能而使用它作为绝缘材料，但是也可以使用其它绝缘体。在操作中，刀片的锐利边缘切穿组织，而回路天线辐射微波能量以即时烧蚀或者凝结切割边缘附近的组织180。H场回路的物理长度是在优选操作频率下的波长的一半(或者其奇数倍)。配线回路的直径能够处理功率电平达100W的连续波。作为‘H’场回路的替选形式，可以使用‘E’场探测器天线来产生微波辐射。例如，单极、双极、绕杆式或者螺旋天线结构可以附接到刀片结构。可以部分地屏蔽辐射结构以限制向自由空间中的电磁场发射或者限制向在除了所需治疗区之外的解剖区中的用户或者患者辐射的风险。可以通过去除在切割刀片500的中心周围的‘H’场天线502所在的部分来修改图20(a)中所示布置。所述‘H’场天线502然后可以驻留于所述切割刀片500的中心部分内，以实现在切割刀片500的切割边缘周围产生可以用来封闭切割边缘附近血流的辐射电磁场。在图20(b)中示出了这一布置，其中可见已经去除绝缘材料501并且辐射回路位于刀片500的切除部分内。所述刀片500可以由硬陶瓷材料或者金属制成。图20(b)至20(c)示出了分别具有‘H’场回路天线和‘E’场探测器或者单极天线的手术刀片天线的实施例。这些实施例均使刀片的一部分被去除，以使微波辐射能够在刀片的切割边缘周围传播。

图21提供了负载波导天线布置的实施例，这些布置具有静态调谐部件，以使天线结构能够与生物组织负载的阻抗进行阻抗匹配。这里所示的天线结构用于在治疗应用中使用，并且更具体而言用于在治疗大型固体肿瘤例如肝肿瘤、肺肿瘤或者肾上腺肿瘤中使用。图21(a)示出了负载波导天线结构，其中辐射电介质杆601的一部分插入到生物组织180中以引起组织烧蚀。在这一布置中，电介质杆601充当阻抗变换器，以使波导腔602的阻抗与生物组织180的阻抗能够阻抗匹配。电介质杆601配合于圆柱形波导部分600内，而所述圆柱形波导部分600连接到矩形波导部分602。矩形部分602包含三个调谐短截线141、142、143，这些调谐短截线用来使波导腔602与在电介质材料601的远端‘所见’的阻抗相匹配，以实现能量源与生物组织负载180之间的最大功率传送。输入的微波功率使用微波连接器耦合到天线，该微波连接器使‘H’场回路603的一端连接到它的中心导体(引脚)。回路的另一端连接到波导602的壁。所述回路603的长度等于在优选操作频率下的波长的一半(或者其奇数倍)。这一‘H’场回路耦合布置使用来向天线提供微波功率的线缆组件能够连接到在与天线相同的平面中的组件，即天线结构是‘端部馈电’的。相邻短截线141、142或者142、143之间的间距是由矩形波导部分602的截止频率和操作频率决定的波导波长的四分之一。

图21(b)示出了与图21(a)中所示布置相似的布置，不同之处在于在图21(b)中所示布置中，电介质杆601沿着它从圆柱形波导部分600的远端起的长度逐渐变细。还示出了电介质杆601的近端具有圆柱体，用以产生从波导腔602到电介质杆中的锥形发射。优选的是电介质杆601为低损耗材料，也就是说，在感兴趣频率下的耗散因子应当小于例如0.001。

图21(c)示出了负载矩形天线布置，其中辐射电介质材料601的形状是矩形。图21(c)中所示的天线结构的所有特征与上述图21(a)和(b)中所示的天线结构相同。图21(d)示出了天线结构的辐射面的横截面。可见辐射面处于待治疗的组织结构180的表面上。本发明不限于使用矩形形状的杆；可以使用方形形状的杆或者甚至三角形形状的杆。图21(a)和(c)中所示结构可以用来将能量发射到位于天线与之物理接触的组织表面之下的组织结构中。例如，天线的辐射部分(圆柱形或者矩形)可以处于皮肤表面上，而微波能量可以用来改变位于皮肤表面之下的脂肪组织的状态，同时保持皮肤的上表面(表皮)不被搀杂。皮肤(或者其它组织结构)的表面可以在施加微波能量时被冷却以便保证保留在表面和/或表面附近的组织结构。

图22至图24示出了可以用来治疗位于人体和动物体内的大体积固体肿瘤的天线结构。这里介绍的结构是基于具有四分之一波长阻抗匹配变换器的同轴和微带传输线系统。图23示出了包括多个同轴辐射天线结构701/706、702/707、703/708、704/709、705/710的天线结构的概念图，这些天线结构被布置成从管或者套管针或者导管的一端辐射。所述管的远端是圆锥体形状，而同轴辐射器以如下方式来布置，该方式使得它们在圆锥体的表面之上产生均匀电磁场，以便在插入生物组织结构180内时产生均匀的组织效应。从单个同轴线缆向多个同轴辐射结构馈电，该同轴线缆能够处理在结构的一端递送的总功率而不产生过量插入损耗，也就是说，为了将100W连续波发射到天线结构的输入端中，结构的外径约为10mm。

图24(a)和(b)示出了可以用于烧蚀肝肿瘤的同轴治疗天线结构的布置。该结构由近端连接有微波连接器360的第一同轴馈送线缆801、布置为阻抗变换器的第二同轴线缆部分802和具有辐射端813-817的另外八个同轴线缆组件(其中仅五个在图24(a)中可见)808-812构成。第二同轴线缆组件802的电长度等于与在操作频率下的波长的四分之一(或者其奇数倍)的电长度，第二同轴线缆组件802的阻抗等于第一同轴部分801的特征阻抗与具有连接到有代表性的组织负载上的辐射端的八个同轴线缆的阻抗的并联和的乘积的平方根。

可以使用下式针对任何数目的同轴辐射器来计算执行所需阻抗变换的第二同轴线缆组件802的特征阻抗：

Z_o2＝√(Z_o1×Z_o3 ²/Z₁×n)

其中Z_o2为同轴变换部分802的特征阻抗(Ω)，Z_o1为同轴馈送线缆801的特征阻抗(Ω)，Z_o3为连接到802的远端上的‘n’个同轴线缆部分的特征阻抗(Ω)，Z₁为组织负载的阻抗(Ω)，而‘n’是辐射部件的数目(无单位)。

这一分析假设各辐射端‘看见’相同的负载阻抗，也就是说，生物组织的阻抗在辐射部件接触的区域内相同，或者换言之，负载是均衡的。

这一分析还假设各同轴部分的特征阻抗(Z_o3)相同，并且由Z_o3表示的同轴线缆部分的长度是在操作频率下的波长的四分之一(或者其奇数倍)。

图24中所示的布置可以插入管内，而辐射部件可以布置在如图23中所示圆锥体形状的结构内。

图22示出了可以用来烧蚀大体积肿瘤的又一天线结构。这一布置使用微带传输线1000，其中所述传输线在近端连接有微波输入连接器306，而在远端连接有微带阻抗变换器1001。微带阻抗变换器1001是物理长度与在操作频率下的电波长的四分之一(或者其奇数倍)相等的四分之一波长变换器，其中这一长度考虑了衬底材料1124的相对电容率。所述微带线1000、1001被制作于适当微波衬底材料1124的第一侧上。所述微带材料1124的第二侧在材料的整个表面上被金属化，并且这一金属化层充当接地平面。各自包括外导体1005、1008、1011、1014、内导体1003、1007、1010、1013和电介质材料1004、1006、1008、1012的多个同轴线缆组件连接到阻抗变换器1001的远端。七个同轴线缆组件装配于陶瓷圆锥体1002内，而所述陶瓷圆柱体1002连接到微带结构1000、1124、1001的远端。七个同轴线缆组件以如下方式布置(配合)于陶瓷圆锥体1002内，该方式使陶瓷圆柱体1002能够充当在圆锥体末端的表面区域之上产生均匀电磁场的天线。金属板(未示出)可以连接到内导体1003、1007、1010、1013以增强由辐射圆锥体1002产生的场的均匀性。辐射圆锥体可插入到生物组织180内以烧蚀患病或癌性组织结构。

下文讨论根据本发明一个方面的外科手术仪器的更多实施例。具体而言，下述实施例提供一种形状与手术刀片相似的切除工具。选择该形状以在对锐利切割边缘的需要与使微波辐射良好耦合到组织中的辐射结构之间提供平衡。这里公开的形状的一个特定优点在于辐射场分布(并且因此向组织中递送的功率)沿着刀片的切割边缘基本上均匀。下文描述证明这一效应的微波仿真。

在天线是负载波导结构(即刀片是装配于波导腔的一端上用以辐射由波导传送的微波能量的一段电介质材料)的实施例中，理想的是电介质材料充当阻抗匹配变换器，用以将(空载)波导的阻抗与生物组织负载的阻抗匹配以实现能量高效递送到组织中。在上文讨论的实施例中，在波导腔中提供调谐布置(例如包括多个可调调谐短截线的调谐滤波器)以使天线能够与各种组织负载(例如不同组织类型)静态地阻抗匹配。在该实施例中，三短截线螺杆式调谐器位于波导线缆组件与陶瓷刀片的近端之间。在这样的结构中，腔内的阻抗失配(例如由短截线的电感或者电容电抗造成)可能造成在调谐滤波器的区域中形成高电磁场。这些场可能导致外科手术仪器的发热。

下文讨论的实施例也可以提供一种用以将(空载)波导的阻抗与生物组织的阻抗匹配的变换器布置。所述变换器可以形成切割刀片的一体部分。使用这一变换器使沿着波导递送的几乎所有能量都能够传送到生物组织中。

图25是根据特别地适合于在24GHz下操作的根据本发明实施例的用于外科手术天线的辐射刀片结构的侧视图。刀片结构1110具有手术刀的基本形式，在由例如氧化铝、蓝宝石等材料制成的矩形块1116的一端上加工出两个锐角切割边缘1112、1114。这一实施例中的特定尺度适合于氧化铝，但是对于使用蓝宝石的相似实施而言仅需很小改动。

如图26中所示，矩形块116具有高度4.75mm和宽度2mm。各切割边缘关于刀片结构的纵向中平面(即与图25中的纸面平行的经过刀片中部的平面)对称。沿着各切割边缘1112、1114汇合的面所成的角为90°。更改这一角度可以改变主要功率吸收区在组织中的位置。使它小于90°(即更锐利的边缘)可以将主要发热区从边缘往回朝着刀片结构移动。

再次参照图25，上切割边缘1112关于刀片结构的顶表面成60°角，而下切割边缘1114关于刀片结构的底表面成15°角。切割边缘1112、1114在处于矩形块高度中间的刀片顶端1118会合。

矩形块1116的侧面(即侧表面以及顶表面和底表面)被金属化。分别在切割边缘1112、1114汇合的成角面1120、1122没有被金属化；氧化铝在这一位置暴露。

基于关于外科手术切除工具的整个结构的信息来获得用于辐射刀片结构的尺度。外科手术切除工具可以包括以下部件：

-用以将外科手术切除工具连接到微波源的微波连接器组件；

-用以将能量从微波源传送到辐射刀片结构的线缆组件(例如同轴线缆或者适当的波导)；

-用以将线缆组件的阻抗与组织阻抗匹配的阻抗匹配电路(或者变换器)；以及

-辐射刀片结构本身。

阻抗匹配变换器可以与刀片结构集成。

在用于实施外科手术切除的一些实施例中，已经使用矩形波导线缆作为线缆组件。波导线缆可以是柔性/可扭曲的。外科手术刀片的设计依赖于波导腔的尺寸，该尺寸又依赖于波导能够支持的频率范围。表1提供了标准波导腔以及用于波导腔的物理尺度和可以使用波导腔的频率范围的列表。

如果腔尺寸小于操作频率范围所需的腔尺寸，则电磁场不会在波导内传播或者波将截止。图25中所示的实施例使用在24GHz频率的辐射。在下文讨论的实施例中使用14.5GHz的点频。以下标准波导可以用来在此类实施例中传播能量：波导17(WR75)、波导18(WR62)、波导20(WR42)和波导21(WR34)。这些波导可以在14.5GHz(WR75和WR62)和24GHz(WR42和WR34)下实现主导模式(TE₁₀)操作。

表1：标准波导特征

从表中可见操作频率也决定波导腔的物理尺度。为了实现尺度与常规手术刀片的尺度相似的外科手术仪器，可见应当考虑使用WG20、WG21或者WG22以成功地实施外科手术切除工具。

图27是示出了在辐射刀片结构1110插入到肝组织中并且频率为24GHz的微波能量被引导穿过辐射刀片结构1110时从所述辐射刀片结构损耗的功率密度的仿真。图27示出了功率损耗(并且因此主要发热区)沿着在下切割边缘144汇聚，在这一实施例中下切割边缘144是用于切割的边缘。因此，这一实施例在目标区提供例如在切割时的即时烧灼所需的能量。场分布沿着切割边缘的长度也基本上均匀。另外，没有示出额外的功率吸收，即在相对于刀片结构的其它位置没有出现实质性发热，因而可以避免不希望的(可能有害的)副作用。

图28示出了在频率范围内刀片结构到肝组织中的回波损耗。在仿真的频率范围(20-28GHz)内，刀片与组织之间的回波损耗(即匹配度测量)优于(低于)-30dB，这表明从辐射部分递送的99.9％能量将递送到组织中。由于血液的复阻抗与肝的复阻抗很相似，所以与血液的匹配也将良好。

图29示出了刀片结构到空气中的回波损耗。在仿真的频率范围(20-28GHz)内，回波损耗大致上在-5dB以上(高于-5dB)。曲线图示出了在各种频率下出现谐振。这是由在刀片顶端的以下反射所产生的额外模式造成的，这些反射在刀片结构的另一端(自由端)未被吸收，因此来回反射。在目标频率(24GHz)下回波损耗在-1dB以上(高于-1dB)。为求额外安全性，可能理想的是在回波损耗具有小于(即高于)-3dB的量值时减少向刀片结构供应的功率(其中回波损耗可以限定为-20log₁₀|Γ|，其中Γ为反射系数，即递送到组织中的功率与由于阻抗失配而返回来的功率之比的测量)。

图30至图32是与图25至图27对应、但是用于外科手术天线的另一实施例的辐射刀片结构1130的表示图，这一次特别适合于在14.5GHz的操作。刀片结构1130的形状类似于图25中所示的刀片结构1110。在矩形块1136的一端中加工有两个成角切割边缘1132、1134。矩形块的尺度在这一实施例中不同。如图31中所示，矩形块具有2mm的宽度和8mm的高度。然而其它细节相同。例如，上切割边缘1132与矩形块1136的顶表面成60°角，而下切割边缘1134与矩形块1136的底表面成15°角。选择这些角是因为它们代表外科医生或者临床医生常用的标准外科手术手术刀片。切割边缘1132、1134在矩形块1136的高度中间的刀片顶端1138汇合。分别在切割边缘1132、1134汇合的成角表面1140、1142相互成90°。矩形块1136的侧表面以及顶表面和底表面被金属化，但是成角表面1140、1142没有被金属化(即为暴露的氧化铝)。

图32是在肝组织中时并且向肝组织递送频率为14.5GHz的微波能量的刀片结构所损耗的功率的仿真。与对于先前实施例一样，功率吸收被局部地集中在切割边缘1132、1134并且沿着这些切割边缘平均地分布。

图33是示出了刀片结构在频率范围内到肝组织中的回波损耗的图。在感兴趣频率(14.5GHz)，刀片与组织之间的回波损耗(即匹配度测量)优于(低于-30dB)，这表明从辐射部分递送的99.0％能量将递送到组织中。

这里公开的各实施例的第二(虽然是独立的)特征是用于将波导腔匹配良好地连接到生物组织的变换器。这里提出的布置是使用无需调谐仍然可以实现匹配的电介质材料制作的接口。用来进行阻抗变换的电介质材料与用于辐射/切割刀片的电介质材料相同。变换器和辐射/切割刀片可以形成单个部分或者片段。良好的匹配可以避免刀片-波导连接处的不希望的发热。

图34是用于将图25中所示的刀片结构1110的矩形块1116连接到波导1152(例如标准波导)的变换器1150的透视图。变换器的长度应当是在感兴趣频率下的负载波长的四分之一的奇数倍、即(2n-1)λ_L/4，其中n是从1到∞的任何整数，而λ_L为与感兴趣频率对应的负载波长。由于要求将填充有相对电容率为一的空气的波导与具有高介电常数例如40的组织负载匹配，因此有必要由介电常数高的材料形成匹配变压器。这导致很短的负载波长(尤其是在更高频率24GHz下)。可以通过有效的示例来最好地说明这一情形：

-假设波导由空气(ε_r＝1)填充

-假设组织的介电常数为40

-用于变换器材料的介电常数因此可以近似为：

$\sqrt{1\×40}=6.32.$

这假设损耗因子(tanδ)接近零。在实践中理想的是使变换器材料中本身表现为发热的功率损耗最小。

-对于24GHz的操作，四分之一波长阻抗变换器的长度给定为：

$\frac{c}{f\×4\×\sqrt{6.32}},$

其中c是以m/s为单位的光速，而f是以赫兹为单位的操作频率。在本例中应用这一方程获得四分之一波长1.24mm。

这一波长可能不实际，因而可以使用奇数倍，例如3λ_L/4＝3.72mm或者甚至5λ_L/4＝6.2mm。

矩形块1116的未金属化端部1154突出穿过波导变换器部分1156的中心，所述波导变换器部分1156的尺度是基于矩形块1116、波导1152的尺寸和递送的微波能量的频率来选择的，以在矩形块1116与波导1152之间提供匹配。在操作频率为24GHz的这一实施例中，波导变换器部分1152具有仿真的长度5.9mm(未金属化的端部54沿着整个该长度突出)、高度10mm和宽度3.2mm。这一部分可以直接接合到横截面为4.318mm×10.668mm的波导52上(并且实际上由该波导的一端加工而成)。可以在外科手术天线的柄部中提供变换器。

图35是朝波导1152看去的通过波导变换器部分1156的横截面图。在图中示出了这一实施例中所用的尺度。

图36是示出了变换器1150的回波损耗的图。回波损耗在24GHz比-30dB好得多(比-30dB低得多)，这表明递送到变压器1150中的99.9％微波能量将递送到刀片结构1110中。

图37是示出了变压器1150的插入变压器1150的插入损耗的图。插入损耗在24GHz优于(低于或小于)0.2dB、即0.1dB，这表明从波导1152递送的大部分能量进入变压器1150。变换器已经被设计成让辐射刀片陷入代表肝/血液负载的组织块中。当负载改变，即改变成例如空气负载时，匹配变换器不会实现在辐射刀片与组织之间进行良好匹配，因此大部分能量将反射回到波导中并沿着线缆组件反射。

图38和图39是通过用于将图30中所示的刀片结构1130的矩形块1136连接到波导1172(例如标准波导，比如WG18)的变压器1170的横截面图视图。图38和图39中所示的布置类似于图34和图35，不同之处在于用于为尺寸不同的矩形块1136提供匹配的不同尺度以及不同的操作频率(在这一情况下为14.5GHz)。在这一实施例中，矩形块1136的未金属化端部1174突出通过作为波导1172的一体端部的波导变换器部分1176。如上所述，基于矩形块36、波导1172的尺寸和递送的微波能量的频率来选择该布置的尺度，以在矩形块1136与波导1172之间提供匹配。在操作频率为14.5GHz的这一实施例中，波导变换器部分176具有12mm的长度(未金属化的端部1174沿着整个该长度突出)、15.4mm的高度和3.6mm的宽度。

图40是示出了变换器1170的回波损耗和插入损耗的图。回波损耗在14.5GHz下优于(低于)-20dB，这表明递送到变换器1170中的多于99％的微波能量将递送到刀片结构1130中。插入损耗在14.5GHz优于(低于或小于)0.1dB、即0.05dB，这表明从波导1172递送的绝大部分能量进入变压器1170。

Claims (13)

1.一种外科手术仪器，具有：

天线，所述天线包括：

具有波导腔的波导，用于传递频率在5GHz到100GHz之间的微波能量；以及

一段电介质材料，被连接成为所述波导腔的负载，所述一段电介质材料包括切割部件，所述切割部件包括具有用于切割生物组织的边缘的刀片以及用于从所述波导接收能量的耦合部分，

其中所述切割部件的刀片形成辐射部分，所述辐射部分被布置成在所述切割部件的刀片的边缘发射基本上均匀的微波辐射场，

其中，所述耦合部分包括阻抗变换器，所述阻抗变换器被布置成提供从所述波导到所述切割部件耦合的基本上最大的场。

2.根据权利要求1所述的外科手术仪器，其中所述阻抗变换器是锥形变换器或者阶跃变换器。

3.根据权利要求1所述的外科手术仪器，其中所述耦合部分包括短截线调谐器。

4.根据权利要求1所述的外科手术仪器，其中所述刀片为陶瓷，并且所述切割部件除了在所述耦合部分和被布置为发射所述辐射场的辐射部分以外具有金属化表面。

5.根据权利要求1所述的外科手术仪器，其中所述刀片为氧化铝或者蓝宝石，并且所述切割部件除了在所述耦合部分和被布置为发射所述辐射场的辐射部分以外具有金属化表面。

6.根据权利要求1所述的外科手术仪器，包括布置成调节所述仪器的阻抗的调谐机构。

7.根据权利要求6所述的外科手术仪器，其中所述调谐机构包括可调节地装配于所述波导中的三个螺杆。

8.根据权利要求6所述的外科手术仪器，其中所述调谐机构包括所述阻抗变换器，所述阻抗变换器与所述切割部件一体地形成，并被布置成使所述波导的阻抗与预定阻抗匹配。

9.根据权利要求8所述的外科手术仪器，其中所述阻抗变换器在沿着所述波导的方向上具有以下长度，该长度是在使用中的所述波导中传播的微波辐射的波长的四分之一的奇数倍。

10.一种外科手术切割装置，具有：

微波辐射源，布置成生成具有5GHz到100GHz的稳定频率的微波能量；以及

外科手术仪器，具有被通过线缆组件连接到所述微波辐射源的天线，所述天线包括：

被连接用以从所述源接收微波能量的波导，所述波导具有波导腔，以及

被连接成为所述波导腔的负载的一段电介质材料，所述一段电介质材料包括切割部件，所述切割部件包括具有用于切割生物组织的边缘的刀片以及用于从所述波导接收能量的耦合部分，

其中所述切割部件的刀片形成辐射部分，所述辐射部分被布置成在所述切割部件的刀片的边缘发射基本上均匀的微波辐射场；

其中，所述耦合部分包括阻抗变换器，所述阻抗变换器被布置成提供从所述波导到所述切割部件耦合的基本上最大的场。

11.根据权利要求10所述的外科手术切割装置，包括：

反射辐射检测器，连接在所述源与所述外科手术仪器之间；以及

阻抗调节器，连接在所述源与所述外科手术仪器之间；

其中所述反射辐射检测器被布置成检测通过所述仪器朝着所述源往回反射的微波辐射的量值和相位，并且所述阻抗调节器具有可基于检测到的所述反射的微波辐射的量值和相位而控制的可调节复阻抗。

12.根据权利要求11所述的外科手术切割装置，包括：正向和反射功率定向耦合器，布置成检测所述仪器与所述源之间的微波辐射，其中所述反射辐射检测器是外差接收器，布置成从由所述正向和反射功率定向耦合器耦合的微波辐射中提取量值和相位信息。

13.根据权利要求12所述的外科手术切割装置，其中所述阻抗调节器可基于所述检测器提取的相位和量值信息来调节，以使天线的辐射部分与正在治疗的生物组织动态地进行阻抗匹配。 

Images