CN104970882B - 用于确定组织特性的装置和方法 - Google Patents

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Abstract

用于确定组织（11）的热特性的装置（1）包括：具有一个以上的能量源（13、15）的基本单元（3）和至少两个优选可拆卸的引导件（5、7）。各引导件（5、7）的被引导进待处理的组织（11）的远端（27、35）具有：至少两个纵向隔开的温度测量部件（55、57、59、61），以测量组织周围的温度；以及至少两个纵向隔开的电极面（37、39、41、43），用于将电流施加到组织。各远端还设置有使用能量源（13、15）发出的热加热周围组织的元件（32、34）。基本单元（3）具有计算部件（17）、用于产生交变电流的电流生成部件（50）和用于基于由电流生成部件向组织施加的交变电流来确定电极面（37‑41）对之间的组织导电率的导电率确定装置（52）。还描述了用于使用所述装置和在所述装置中使用的引导件的方法。

Description

用于确定组织特性的装置和方法
分案申请
本申请是申请日为2008年9月26日、申请号为200880115360.9、名称为“用于确定组织特性的装置和方法”的中国发明专利申请的分案申请。
技术领域
本发明涉及一种用于确定组织的特性的装置和方法。
背景技术
肝脏是肿瘤最常见的部位，可以是主瘤或副瘤（转移性）。在西方世界，肝肿瘤一般表示转移性疾病（metastaticdisease）。患有结肠直肠癌的病人的主要死因（发生率：2004年瑞典为大约6000例）是肝转移的存在，这影响了这些病人中的大约一半。乳腺癌是女性中最常见的癌症，2004年瑞典为大约6900新病例。前列腺癌是男性中最常见的癌症，当前在瑞典发生率为9900病例/年。肺癌是瑞典第三常见癌症，每年有3200个新病例。胰腺癌占新癌症的大约2％（2004年瑞典有900例新病例），但是具有预诊断（prognosis）很少。10年的女性相对存活率为1.3％，男性为1.5％。特别重要的是找到对于这种疾病的更好的疗法。上述癌症是适合间质内热疗（interstitialthermotherapy）的实体肿瘤的例子。
实体肿瘤的治疗
标准处理
外科手术切除是以治疗为目的的处理的主要方式，且外科手术切除与疾病的辅助化学疗法组合，对于疾病的化学疗法，抑制细胞生长的药物具有明显的效果。当治疗的目的是减轻病症时，化学疗法是唯一的处理手段。抑制细胞生长的药物一般通过静脉注射或口服系统地给药，但是也可以通过动脉内灌注来局部地给药。关于局部的功效，放射疗法似乎劣于外科手术切除。
微创治疗，包括局部破坏法
如射频切割（RFA）、激光诱导高热、冷疗法和经皮酒精注射（PEI））等一些方法已经被相当广泛地使用。像微波凝固治疗或光动力治疗等其它方法在具有实体肿瘤的病人中使用得不频繁。像电热疗或高强度聚焦超声等一些方法正在开发。
与外科手术切除相比，局部肿瘤破坏的优点包括：a）选择性的组织损伤，这导致更少的免疫抑制和更少的生长因子的释放；b）最小的处理发病率和死亡率；以及c）由于可以在局部治疗之前或局部治疗时开始化学疗法，因此能够以更有效的方式使用化学疗法。
间质内激光高热
间质内激光高热是热疗法，该疗法通过吸收光来破坏肿瘤。早期的试验和临床研究使用Nd-YAG激光和插入肿瘤中央的裸光纤（bare fibre），这产生直径为1.5cm或更小的损伤（lesion）。不久明显的是，临床应用需要更大的损伤和更好的组织效果控制。改进损伤尺寸的方法包括多纤系统，扩散器式纤维和血管血流阻断。然而，间质内激光高热的标准应用导致组织的蒸发和碳化，以及相对不可预测的组织损伤和损害尺寸。这导致反馈控制系统的研发，反馈控制系统借助于设置值在距处理点多个距离并且连接有计算机和激光器的温度传感器来监控组织内的温度，并且连接有计算机和激光。这些系统的思想在于，当监控的温度高于设定温度或低于设定温度时，调节激光输出，以将监控的温度返回到期望的温度水平。由此，能够在已知组织体积的周围的测量点处在期望的时间段内保持大致恒定的温度，这样的目的是赋予损伤尺寸和细胞伤害的类型高度的精确性。
处理效果的反馈控制的一个好处在于，确保了肿瘤组织周围的可再现的且溶解细胞的温度。控制损伤尺寸的另一个方法是使用剂量计划系统，该剂量计划系统实现对不同组织、输出功率和处理持续时间的损伤尺寸的计算。局部处理计划还可以与计算机辅助图形分析结合，从而以3D视图的形式给出关于肿瘤、血管和胆管的尺寸和位置的信息。
然而，这种方法只确定了温度传感器附近的温度，但是没有给出是否在将被处理的整个组织实现所需的温度的信息。
间质内激光热疗（ILT）
间质内激光热疗是间质内激光高热的变形，其中，重点是在46～48℃的温度杀死肿瘤细胞，即所在的温度不使肿瘤细胞抗原凝固。然后，ILT最终导致细胞死亡而仍允许肿瘤抗原完好的存在。在老鼠和人类病例中，这都引起局部发炎反应，并且这都能产生有效的免疫响应。这与使用高温的切割技术不同，所述切割技术使用高温由此致使组织的瞬时坏死。这也与使用显著低温，即＜41.5℃和长曝光时间的传统高热不同。
对于激光源的反馈控制，通常使用被置于肿瘤内和/或肿瘤边界的一个或多个温度计（热敏电阻或热电偶）。这种类型的监控的一个优点在于，需要探针的间质内定位，由此需要额外的准备。有利的是包围如热敏电阻探针等监控装置，使激光纤靠近激光头，避免对于温度测量的单独穿刺。
在使用温度计的反馈控制期间出现的问题在于仅测量局部温度，且如果在不靠近温度计的组织内发生过热（或者加热不足）则不能检测到。由于过热可能导致组织的碳化和/或坏死破坏（necrotic breakdown），因此过热是不期望的。碳化可以作为黑色层存在于热源周围，该黑色层破坏光穿透并且减小光能在组织内传播的距离。快速的坏死破坏可能招致毒化（poisoning）。由于加热不足导致不能对组织有效处理，因此加热不足是不希望的。确定由加热引起的组织的电特性的变化的尝试已经使用植入引导件（implanted lead）和热敏电阻或热电偶，植入引导件设置有电极，以测量组织的阻抗或传递特性，热敏电阻或热电偶用于测量温度-组织阻抗热疗法。对于阻抗测量中使用的电流使用不同的频率能够测量组织在测量电极附近的阻抗以及更远的组织的阻抗。然而，由于在温度读数达到高稳定的状态时（即，恒定温度，例如46℃）获得的阻抗或传递特性的值以其似乎在偏移的方式连续地变化，见图4和图5，因此迄今为止的结果被认为不可靠。这些图示出了在距激光头三个位置处温度和阻抗相对于时间的关系。两个图都具有类似的模式，在测量阻抗的情况下，都示出所测量的组织特性的变化随着组织温度变化，并且阻抗发生不可逆变化，使得例如在试验开始的40℃与加热阶段结束时的40℃的阻抗不同。类似地，使用在“电阻抗温度图的高温感应导电率变化的效果”（MA Estrick，D A McRae，Phys.Med Biol 39（1994）133-144）中从图2中的“在活体中对于EMT6肿瘤在44kHz和1MHz时传导率相对于温度的关系”的试验性结果所收集的信息，图6利用该信息示出了肿瘤的传导率与温度的关系，图6示出了活体中的EMT6肿瘤组织在19分钟的时间内从37℃被加热到45/46℃时传导率大致线性地变化。根据该图，能够确定在44kHz的电流频率和37℃时该组织的传导率为大约3.5mS，在46℃时为大约3.85mS。观察该有限的范围，当在44kHz测量时，热系数为0.038mS/℃。当在1MHz测量时，37℃的传导率为大约5.152mS，在45℃时为大约5.8mS。观察该有限的范围，当在1MHz测量时，热系数为0.081mS/℃。
使用激光装置的癌症治疗
Mueller等人（DE3931854，1991）基于肿瘤位置的MRI断层成像和通过石英光导纤维在肿瘤的间质内激光照射（例如，在肝脏内）期间的监控提出了一个发明。该发明据说能使病人免于外科手术、长时间住院，并且能够以对病人产生较小的副作用的方式实现肿瘤的去除。在该发明中，多面X射线装置被联结到MRI断层成像装置，以能够利用点离子探针将纤维置于肿瘤内并且由MRI断层成像装置确定肿瘤的坐标。
当对癌症肿瘤执行间质内热治疗时，能够将关于处理的进展和结果的信息呈现给用户的反馈系统是至关重要的。在现有技术的装置和方法中，处理常常是基于在先前的处理期间收集的经验来执行，且会话时间是基于该经验知识来确定。作为处理控制的次要手段，可以在有限数量的测量点监控组织温度。在很多情况下，由于不存在用于反馈关于组织如何对加热进行反应（组织效果）的可靠装置，因此处理时间被设定成比实际所需的时间长。由于相同的原因，由于温度分布在目标区域不均匀且不能确保温度传感器的适当定位，因此在很多情况下不能获得期望的结果。由于温度传感器只能感应局部温度，没有办法检查在局部区域之外是否存在冷点，例如由穿过组织并且将热量带走的血管所引起的这种冷点。
发明内容
使用本发明，能够克服现有技术的用于组织的热处理的装置和方法的至少某些问题。在根据本发明的装置和方法的第一方面，在反馈系统控制组织的加热以保持期望高的组织温度的同时，在被处理的组织的一部分监控随着温度变化的组织的电特性，并且在维持期望的组织温度时，当检测到监控的电特性的基本没有进一步变化时，确定处理完成。
在根据本发明的装置和方法的第二方面，通过初始建立关于组织特性的数据，然后将该数据与在关于热源已知的位置处的测量的温度组合，进一步将该信息与二维和/或三维电特性测量（即，组织传递函数和/或传导率和/或阻抗测量）并且基于初始数据将组织内的这些特性的实际变化与组织特性的期望变化相关联，能够在三维空间内提取有关正在进行的热处理的结果的不可逆的组织效果的信息。随后能够确定处理中的已经获得期望的组织效果的点，并且告知用户处理完成且成功。此外，还能够检测到正在进行的处理不能实现组织特性的期望变化的时刻，并且将处理不能按计划进行的信号提供给操作者。
通过提供均设置有阻抗测量电极面和温度测量部件的可植入引导件，引导件可连接到基本单元，该基本单元设置有电流生成部件、用于测量两电极面之间的电路径的电特性的测量部件和控制部件，该控制部件适于利用从引导件读取的电特性和温度，以确定植入有引导件的组织的取决于温度的特性。
附图说明
图1示意性示出根据本发明的热装置的第一实施方式。
图2示意性示出根据本发明的热装置的第二实施方式。
图3示意性示出用于测量组织的电特性的数字系统的第一实施方式。
图4和图5示出在组织的加热和冷却期间阻抗和温度相对于时间的关系的试验结果。
图6示出表示在缓慢加热到46℃之后组织传导率的变化为线性的试验数据。
图7～图11示出显示在两个不同的电流频率下对于不同的组织模型温度对传导率的效果的图。
图12说明了组织片在一定频率下且在有限的温度窗口内的电阻。
图13示出对于实际生命组织的热处理之后的简化等效示意图。
具体实施方式
下面，对于病人的皮肤或器官或组织的表面赋予方向，由此术语“上”是指皮肤的外部，或器官的表面或者组织的边界的外部，并且与病人、器官或组织的实际方位无关。病人或器官的内部或外部的深度或高度或距离除非特别指明是指在垂直于病人的皮肤或器官的表面或组织的表面的方向上测量的。部件之间的距离除非特别指明是指从边缘到边缘测量的。
图1示意性示出根据本发明的热装置的第一实施方式。热装置1包括基本单元3和多个可插入引导件。在该示例中，为了避免图示的混乱，热装置1被表示为仅具有两个引导件5、7，但是在实际中例如在小体积组织的处理中可仅使用一个引导件，或者例如在大体积的组织的处理中使用2个以上的引导件。如果想要减小处理时间或者如果出于效率的原因的需要，可以使用更多的引导件，例如如果被处理的组织的最大延伸量比只用两个引导件能够可靠处理的组织的延伸量大-典型地，当使用激光作为能量源时，引导件以分开2～3cm的方式被放置。优选地，各引导件5、7可容易地从基本单元3容易地拆卸，从而当对不同的病人处理时，出于卫生的原因而能够容易地替换引导件。各引导件5、7的远端预定穿过病人的皮肤9进入例如为肿瘤组织11的待处理的组织内或待处理的组织附近。优选地，为了能够实现准确定位，使预定插入病人的各引导件的至少一部分具有足够的刚性，以便在插入和使用期间不会弯曲。
基本单元3可以包括连接到多个引导件的一个能量源，但是优选地，基本单元3包括多个能量源。在该实施方式中，为各引导件5、7提供红外激光器13、15的形式的能量源，因此在该示例中，基本单元3包括2个激光器，各激光器13、15的输出可被单独地控制。优选地，所述激光器13、15均具有1～50瓦特范围内的最大光输出功率量级。激光优选提供被动物组织有效吸收的光能以加热所述组织的波长。优选地，激光器在700～1300nm的波长范围内操作，更优选以805nm或1064nm的波长操作。由于具有小尺寸和高效率，因此各激光源优选地是固态半导体激光器。可替换地，各能量源可以是Nd-YAG激光器或类似的激光器，然而，这些装置具有效率低且比半导体激光大的缺点。优选地，各激光的光输出功率可以被如微处理器或微计算机17等控制系统独立地控制，该控制系统配置在基本单元3内并且设置有适当的操作软件和硬件。基本单元3优选地设置有用户输入装置，如至少一个键盘19、鼠标、触摸屏、输入板（tablet）等，以使用户能够控制如显示屏、监视器、光板或其它显示器等系统显示装置21的操作，以将测量的和/或计算和/或处理的信息提供给用户。这种信息可以包括：例如电极之间的组织的一个或更多电特性，引导件相对于彼此和/或相对于待处理的目标组织的位置，以及组织温度。
来自激光器13的输出激光可以被供给到光纤25，光纤25位于引导件5的内部并且延伸到引导件5的远端27。来自激光器15的输出激光可以被供给到光纤29，光纤29位于引导件7的内部并且延伸到引导件7的远端35。各远端27、35均设置有组织加热元件，在该示例中，激光透明能量发射窗32、34或裸光纤头（bare fibre tip）分别位于距远端27、35的末端例如0～40mm之间的短距离处。优选地，各窗的长度L1在1～15mm之间。在该实施方式中，激光穿过以传输到远端27、35的光纤头31、33分别位于各窗内，从而激光能够离开引导件5、7，被周围组织吸收并且对周围组织进行加热。光纤头可以是裸光纤、扩散器或者其它部件的形式，以引导激光的分布。
各远端27、35还分别设置有分开的远端电极面和中间电极面，例如是导电电极板、电线、突起、凹部等形式，或者如这里示出的电极环37、39和41、43的形式。电极面是由如银、铂、金或类似的导电介质制成，并且在处理期间，预定所述电极环与组织电接触。尽管还可以设计更大或更小的尺寸，电极面在引导件的纵向的宽度优选可以为0.1～5mm，优选0.5～2mm。可选地，在使用期间，可以将导电膏、凝胶、液体等设置到电极面，以确保可靠的电接触。远端电极环37、41可以被置于比所述窗32、34更靠近各引导件5、7的末端的位置，并且优选分别距窗32、34的远端的距离L2在0～10mm的范围内。中间电极环39、43位于距它们的各自引导件的末端更远的位置，优选位于距窗32、34的近端的距离L3为0～40mm的位置。由此，在本发明的该实施方式中，各窗32、34可以分别位于电极环对37、39和41、43之间。
注意，如上所公开的，如果窗32、34位于引导件的末端（即，距末端为0mm的位置），则电极面对（a pair of electrodesurface）（以及任何其它的电极面）位于比窗距末端更远的位置，并且纵向地分开。优选地，引导件上的一对相邻的电极环之间的纵向距离小于55mm，更优选地小于40mm，例如为6mm或10mm，且优选地大于3mm。
电极环37、41与电极环39、43纵向分开的距离为L1+L2+L3。尽管用于引导件5的L1、L2和L3可以与用于引导件7的L1、L2和L3相同，且在使用附加的引导件的情况下，对于所有附加的引导件，需要的是各引导件上的电极面之间的距离应当已知，这不是必须的，但是能允许精确定位。
各电极环37～43被各自导电体45、47、49、51连接到电流生成器50的可切换输出和测量电路52的可切换输入，电流生成器50的可切换输出和测量电路52的可切换输入优选能够测量任一对电极环之间的电路径的电特性。为了解释本发明，现在将说明实施方式，其中电路52是现有技术中已知类型的导电率测量电路，电路52包括放大器和模数转换器。还可以设计使用能测量导电率、电阻、阻抗和电容中的一个或更多特性的其它测量电路。电流生成器50被控制成产生已知幅度的交变电流，优选地已知相位，且优选地可在至少在低频和高频的两个频率之间切换，低频例如小于500Hz或1kHz或5kHz或10kHz或50kHz或100kHz，高频例如大于200kHz或500kHz或1MHz或2MHz。在导电率测量期间使用不同测量频率的可能性允许测量不同体积的组织的导电率并且如果导电路径长度已知则计算出传导率-断层成像的一种形式。这是因为电极之间的电流路径部分取决于所用的频率-例如1kHz的低频电流在电极之间遵循弯曲路径，而例如100kHz的高频电流遵循更直接的路径。电流生成器50和导电率测量电路52可受控制系统17的控制，使得优选地能够以任何的期望频率测量任一对电极环37～43、71～81之间的导电率。这例如可以通过使用数字存储装置和数模转换器56来实现。图3示意性示出的用于测量组织的电特性的这种数字系统的示例可以包括数字存储器54形式的数字存储装置，该数字存储器54包含信号回路（signal loop），该回路在例如5秒或10秒的数秒的时间段内从低频（例如500Hz）扫描到高频（例如200kHz）的周期性信号然后重复。该信号被传递到数模转换器56，该数模转换器56被复用器58连接到任一对电极环-这些电极环可以在同一引导件或不同的引导件上。该对电极环之间的组织的相应的电特性然后被信号调制器60采样且被转换成数字信号，并且特性的值与产生特性值相的信号对应地被记录在存储器54中。如图3所示，这些记录的信号可以被用于产生电极所在的组织的频率域内的传递函数的指示62、64、66。根据密度、细胞尺寸、血管分布等，每种类型的组织具有特定的传递函数。如组织的导电率或阻抗或传递函数等电特性在热处理期间随着组织的物理特性的变化而变化，由此组织的频率域内的传递函数随着组织的变化而变化。附图标记62示出组织例如在热处理之前的第一阶段的假设图示，附图标记64示出同一组织在组织的温度比第一状态的组织的温度高的组织热处理的步骤期间的假设图示。附图标记66示出同一组织在已经被热处理杀死之后的频率域中的假设图示。
用于测量组织的电特性的改进的数字系统可以具有两个信道。第一信道具有上述类型的信号回路，第二信道包含用于同步测量并且用于及时改善分辨率的同步信号。同步信号可以被组织为每一扫描一个同步脉冲（与控制系统组合确保下一采样正确地定时），或者对于每个采样点组织为一个脉冲。方案很简单，尽管如此，能够实现很复杂的测量。具有一定模式的例如从500Hz或1kHz到100kHz或2MHz或白噪声或粉红噪声等数字化的扫描信号被存储在数字存储器装置。数字数据被送到双通道数模转换器，在数模转换器中，通道1保持扫描信号，通道2含有同步信号。扫描信号被供给到如可变增益放大器等放大器，放大器可以受控制系统的控制，以便将幅度调节到期望的水平。放大器信号被送到复用装置，该复用装置允许将信号供给到选定的任一对电极。放大器电路测量施加的电压和形成的电流和相位。电阻器串联至信号路径，以允许电流测量。模数转换器和定时电路在借助于同步信号与供给到电极的扫描模式同步的时刻对信号采样。数字化信号与同步信息一起被存储在存储器中。存储的信息可以被送到控制系统，控制系统优选地适于执行信号处理，例如重复信号的均值计算，这将改善信号的质量。
在下文中，符号“Z”用于表示组织的测量的电特性，电通过组织在两个感应电极之间传导。如果仅在一个频率进行测量，则Z可以为组织的导电率或阻抗。如果在一个频率进行一次以上的测量，则Z可以是组织的传递函数。能够例如通过结合FFT或FT（（快速）傅里叶变换）使用多个频率（如上所述）、扫描、白噪音或粉红噪音等多种方式确定传递函数。在下面的说明中，将通过例如测量组织的导电率的例子来说明使用的装置和方法，应该理解的是，本发明还适用于测量组织的阻抗和/或传递函数的装置和方法。
正常地，组织的导电率随着加热增大，且如果组织仅被加热到比其正常温度高大约5～6℃（对于人体组织而言正常温度为37℃），则该增大在冷却回到37℃时完全可逆。进一步加热，例如高于正常温度9℃，则会导致细胞死亡（不导致细胞胀破），这引起导电率的一些不可逆的变化，伴随着导电率的一些可逆的变化-即，在冷却回37℃时死亡组织的导电率与组织被加热前的37℃时的导电率不同。
至少远端电极环和中间电极环37～43均优选地设置有其自身的如热敏电阻55、57、59、61等热传感器，因此使得能够测量电极环附近的温度。还可以设计为其它的电极环设置其自身的热传感器。通过将热传感器连接到电极面或者将热传感器构建在电极面内，能够可靠地确定正在测量导电率的局部温度。作为可选的方案，热传感器可以邻近电极面设置。
各热敏电阻55～61被各自的导电体对63、65、67、69连接到控制系统17的控制电路71，控制电路71允许控制系统17确定各热敏电阻55～61的温度。控制电路71例如可以包括对于在与热敏电阻结合使用时用来测量温度有用的传统的已知类型的惠斯登（Wheatstone）桥电路。
例如导电电极板、线、突起、凹部等形式或如这里示出的电极环71、73、75和77、79、81等多个深度感应电极面被布置在各引导件5、7上。电极环是由如银、铂、金或类似的导电介质制成。尽管还可以设计较大或较小的尺寸，但是电极环在引导件的纵向的宽度优选可以为0.1mm～5mm，优选0.5mm～2mm。可选地，在使用期间，可以将导电膏、凝胶、液体等设置到电极面，以确保可靠的电接触。第一深度感应环71、77位于距各中间电极环39、43预定距离的位置处，例如在朝向引导件近端的方向上距中间电极环39、43的距离为5～15mm，例如5mm、10mm或15mm。第二深度感应环73、79位于与远端距离更远的位置处，例如距第一深度感应电极环71、77的距离为5～15mm的位置处，例如距离为5mm、10mm或15mm。类似地，第三深度感应电极环75、81以及其它深度感应电极环（未示出）位于距远端距离更远的位置处，且优选与相邻的深度感应电极环分开5～15mm的相同距离的位置处，例如距离为5mm、10mm或15mm。不必要求电极环之间的距离相同，但是各引导件上的电极环之间的距离应当已知或标准化，以便允许借助三角测量法（triangulation）精确定位。可以根据深度测量所需的精度选择深度感应电极面之间的实际距离。电极面越近，则深度测量越精确。
一个或更多引导件可以可选地设置有可读取存储器78，且关于引导件上的电极面的位置的信息可以被存储在引导件的存储器中。优选地，由引导件的制造商将该信息输入存储器。在这种引导件的使用期间，控制单元可以从引导件提取有关电极位置的信息，并且在三角测量计算中使用该信息。存储器优选抵抗X射线和伽马射线照射，以便允许对引导件消毒。存储器优选的是铁磁性随机访问存储器（FRAM）。在使用不包含电极位置信息的存储器的引导件或者存储器不能被控制单元访问的情况下，优选地，设置用户将这种信息输入到控制单元的装置。
各深度感应电极环75、81被导电体（为清楚起见未示出）连接到电流生成器50的可切换输出和导电率测量电路52的可切换输入。导电率测量电路52优选地被配置成能够以例如500Hz～2MHz之间的任何期望的频率测量任一对远感应电极环、中间感应电极环或深度感应电极环之间的导电率。
热装置1预定对组织进行热处理，特别是例如肿瘤等病变组织进行热处理。为了这样做，用于加热组织的引导件应当不仅相对于将被杀死的如肿瘤细胞等病变组织精确地定位，而且在使用两个以上的引导件的情况下，用于加热组织的引导件还应当相对于彼此精确地定位。在用于定位引导件的方法的第一示例中，预定至少窗32、34和两个引导件中的各引导件的远端电极环和中间电极环37、39、41、43（以及它们各自的热传感器55、57、59、61）将被布置在肿瘤11的内部。在一些情况下，引导件预定被定位成使得窗32、34和各引导件的远端电极环和中间电极环位于肿瘤的外部，-这在图1中由虚线所示的肿瘤11’示出。肿瘤相对于病人身体的其它特征的位置被假定从预先或同时进行的成像获悉。一个或更多的引导件5、7被定位在肿瘤紧上方的病人的皮肤上，并且朝向肿瘤推动穿过病人的皮肤9和健康组织10。由于执行成像，肿瘤的精确位置和/或尺寸可能已经变化，且可能很难或者不能够利用成像方法确定肿瘤的边界，因此有用的是确定窗32、34何时位于肿瘤11内部，且如果肿瘤的大小允许的话，确定远端27、35和远端电极环和中间电极环37、39、41、43何时位于肿瘤11内部。通过测量成对电极环之间的导电率来确定电极环的相对位置（由此，确定连接有电极环的引导件的相对位置）。正常地，肿瘤组织的导电性和传递函数与健康的组织不同。在插入如引导件5等引导件期间，监控远端电极环和中间电极环35和37之间的导电率。引导件5被定位在肿瘤11的上方，并且朝向肿瘤11插入穿过皮肤。远端电极环37首先进入病人身体，然后中间电极环39进入病人身体。在远端电极环37和中间电极环39之间没有电流流动，直到中间电极环39与组织接触为止，在该点，将测量到电极环37和39之间的特定导电率值。接着，可以监控中间电极环和第一深度感应电极环71之间的导电率。中间电极环和第一深度感应电极环71之间没有电流流动，直到第一深度感应电极环71与病人的皮肤接触为止。随着引导件被进一步导入病人身体，第二、第三以及任何其它深度感应电极环将与病人的组织接触，并且能够根据某些电极环对具有表示它们已进入病人体内的导电率的情况确定病人体内的引导件的深度。由此，如果想要以使远端预定位于病人皮肤下方40mm的位置的方式将引导件插入，在距远端30mm的位置具有深度传感电极环，且在距远端40mm的位置处具有另一个深度测量电极，假定引导件垂直于病人的皮肤插入，当距远端40mm的位置处的另一个深度测量电极与皮肤接触且优选地交变电流开始在距远端30mm的位置的深度传感电极环和距远端40mm的位置处的另一个深度测量电极之间流动时，远端的深度将是病人的皮肤下方40mm。
在引导件插入期间，可以监控成对电极环的部分排列组合或全部排列组合之间的导电率。这可以用于查看引导件正穿过的组织的电特性是否相同。通常，健康的组织的导电性与肿瘤组织的导电性不同。在这些情况下，在将引导件插入组织时通过监控导电率的变化，能够确定导电性的变化，并且由此，检测引导件何时进入肿瘤组织或者靠近肿瘤组织。例如，在引导件插入期间，在远端电极环和中间电极环都已进入健康组织之后，对远端电极环和中间电极环之间测量的导电率进行监控和采样。导电率保持大致相同，直到远端电极环37进入肿瘤为止，或者位于紧靠肿瘤的附近，在该位置处，导电性可能改变。如果导电性确实改变，则导电性将继续改变，直到中间电极环39紧密靠近或进入肿瘤为止（假定，肿瘤足够深，以包含远端电极环和中间电极环）。只要远端电极环和中间电极环37、39保持在肿瘤的区域内，引导件的进一步移动不会导致电极环37、39之间的导电率的任何明显变化。如果导电率突然发生变化，则这可能是存在问题的征兆，例如远端电极环已经离开肿瘤区域，或者进入肿瘤内部的血管，或者可能存在故障，需要采取适当的动作，例如重新定位引导件或更换引导件。
一旦引导件5处于肿瘤内部的所需的深度，并且如果在处理中使用1个以上的引导件，则对于引导件7和任何其它的引导件接着进行相同的程序。优选地，在引导件7插入期间（用于辅助定位引导件）和/或一旦引导件7进入肿瘤（用以确定其相对于其它引导件的位置），植入的引导件上的电极环之间的距离可以通过三角测量法确定，即通过测量不同引导件上的成对电极环之间的导电率或传递函数，并且利用导电率或传递函数来计算各电极对之间的距离。可以对成对电极面之间的读数进行处理，以确定引导件相对于肿瘤的位置（假定肿瘤位置已知）以及引导件相对于其它引导件的位置。由于电极环37、39和41、43之间的距离L2已知，因此，能够确定肿瘤组织的电特性，优选地通过以至少两个频率来测量电极环之间的导电率，以确定电极环之间的传递函数。通过测量引导件5上的电极环37和引导件7上的电极环41之间之间的导电率和/或传递函数Z（37-41）来确定引导件5上的电极环37和引导件7上的电极环41之间的距离。通过测量引导件5上的电极环39和引导件7上的电极环43之间的导电率和/或传递函数Z（39-43）来确定引导件5上的电极环39和引导件7上的电极环43之间的距离。如果Z（37-41）和Z（39-43）相同，则电极环37和电极环41彼此分开的距离与电极环39距离电极环43的距离相同。能够通过将这些电特性（导电率和/或传递函数）的值除以为在同一引导件上的远端电极和中间电极之间的已知距离预先确定的电特性计算出上述距离。为了确定引导件5和7的远端27、35是否处于病人体内的相同深度，可以测量对角地相对的电极环对之间的导电率和/或传递函数，即导电性和/或传递函数Z（37-43）和Z（39-41）。如果这些导电性和/或传递函数Z（37-43）和Z（39-41）相同，则电极环37和43之间的对角距离与电极环39和41之间的对角距离相等。如果测量显示Z（37-41）和Z（39-43）相同且Z（37-43）和Z（39-41）也相同，则可以设想引导件5和7平行且它们的远端处于相同的深度。如果Z（37-41）和Z（39-43）不相同和/或Z（37-43）和Z（39-41）不相同，则能够计算出引导件互相之间的相对位置，即它们分开多远，它们是否相对于彼此倾斜，且如果倾斜的话，倾斜角为多少。优选地，在引导件插入期间，以固定的间隔进行这种计算。所述间隔优选小于10秒，更优选小于2秒，且最优选小于1秒，由此允许对电极的位置进行实时监控，从而植入引导件的操作者可以被给予在引导件被植入时与引导件的位置有关的准确且及时的信息。当然，不总是预定引导件应当平行或者处于相同的深度，这是因为引导件的预定位置受正处理的肿瘤的很可能不规则的形状支配。使用如上所述的三角测量法的原理，能够验证引导件是否具有相对于彼此且优选相对于肿瘤的预定位置。
可以想到的是，收集的信号和形成的数据包括但是不限于计算出的引导件之间的距离和角度、信号相位、电压和/或电流幅度，如阻抗、导电率和组织效果温度等组织特性可以通过操作界面呈现给操作者。如果使用大量引导件且可以选择任何一对电极，则可以选择大量的不同电流路径。使用对于不同路径所获得的结果，基于结果可以计算出二维或三维断层成像。此外，可以使用两个电极，以将电流供给通过组织，且可以使用剩余的电极来监控所形成的电压。这可以用于进一步在空间分辨率品质和精确性方面增强图像的分辨率。信息可以以数字形式、图表形式和/或计算出的二维或三维断层成像图的形式呈现。呈现形式的选择可以取决于用于告知用户关于组织的当前状态和正在进行的程序的进展的电路径数量。通过使用足够快的计算机和适当的软件，能够实时呈现信息，即，在从小于1秒到20秒的短时间段的范围内，对收集的信号进行处理并且更新呈现给操作者的信息。
图2示意性示出根据本发明的热装置的第二实施方式。在根据本发明的装置的该实施方式中，病人体内的各引导件的深度在可移动电极的帮助下被确定。各引导件205、207均设置有可移动套281、283，各引导件的远端穿过可移动套281、283。该套281、283能被如锁定螺钉285、287等锁定部件锁定在它们的各自的套上的适当位置。各套281、283的远端设置有套安装电极289、291，套安装电极289、291预定在处理期间与病人皮肤或正被处理的组织接触。各引导件205、207均设置有分度刻度（graduated scale）293、295，分度刻度293、295可以用于读出套安装电极289、291距引导件的窗的中央的距离。在各引导件205、207插入病人之前，例如通过扫描确定引导件的工作深度，以确定被处理的组织的位置和各引导件将被定位的合适深度。该合适深度可以被确定为例如窗的中央应当距离病人皮肤的深度，或者作为第二示例，可以被确定为窗的中央应当位于器官内部的深度，该深度是从器官的表面测量的。
在使用根据本发明的第二实施方式的装置的方法中，当窗应当距离皮肤的深度已知时，各引导件205、207穿过各套281、283，直到套的如其上缘297、299的基准点与对应于期望工作深度的刻度上的标记相邻为止。然后套被锁定在该位置。例如，如果假定窗的中央位于病人皮肤下面15mm的位置处，则套在使其基准点与刻度的15mm的标记相邻的状态下被锁定，使得套安装电极位于距离窗的中央15mm的位置。当位于同一引导件上的套安装电极和环电极（例如环电极37）之间没有电接触时，在位于同一引导件上的套安装电极和环电极（例如环电极37）之间测量的组织的传递函数的值将为无穷大。可以将引导件插入病人，直到套安装电极289在引导件205处于期望的工作深度的位置处与病人的皮肤接触。该位置可以根据传递函数信号的阶跃变化确定，所述阶跃变化在例如环电极27与套安装电极之间建立电接触时发生传。可以以相同的方式定位第二引导件以及后续引导件。参照本发明的第一实施方式，利用如上所述的三角测量法来实现引导件205、207相对于彼此的准确定位和/或它们的实际位置的确定。
在使用根据本发明的第二实施方式的装置的方法中，当窗应当距离器官的表面（如肝脏的表面）的深度已知时，将各引导件205、207穿过各套281、283，直到套的例如其上缘297、299等基准点与刻度上的对应于期望的工作深度（即，器官的表面和窗之间的距离）的标记相邻为止。然后，将套锁定在该位置。例如，如果假定窗的中央位于病人的器官的表面下方20mm的位置，则套被锁定为其基准点与刻度的20mm标记相邻，使得套安装电极位于距离窗中央20mm的位置。当同一引导件上的套安装电极和环电极（例如环电极37）之间没有电接触时，同一引导件上的套安装电极和环电极（例如环电极37）之间测量的组织的传递函数的值将为无穷大。引导件可以被定位在器官上方，并且被插入病人体内。在插入病人期间，可以测量在远端电极和中间电极之间的传递函数和/或导电率，以便确定对于引导件穿过的组织和器官的导电率和/或传递函数。然后将这些组织和器官的值与中间电极和套安装电极之间获得的值进行比较，以识别套安装电极289与待处理的器官表面接触的位置，-在该位置，引导件205处于期望的工作深度。换言之，可以从当在中间电极与套安装电极之间建立电接触时发生的传递函数信号的阶跃变化来确定该位置。可以以相同的方式定位第二引导件以及后续引导件。参照本发明的第一实施方式，利用如上所述的三角测量法来实现引导件205、207相对于彼此的准确定位和/或它们的实际位置的确定。
在使用根据本发明的第二实施方式的装置的方法中，当窗应该距离器官的表面的深度已知时，各引导件205、207穿过各套281、283，直到套的例如其上缘297、299等的基准点与刻度上的对应于期望的工作深度的标记相邻为止。然后，将套锁定在该位置。例如，如果假定窗的中央位于器官（如肝脏）的表面下方10mm的位置，则套被锁定为其基准点与刻度的10mm标记相邻，因此套安装电极位于距离窗中央10mm的位置。引导件可以被插入病人体内，并且监控环电极之间的传递函数。当两个环电极进入被处理的器官的健康组织时，则应当在它们之间记录健康组织稳定的传递函数值，直到远环电极进入具有不同传递函数的病变组织（例如肿瘤组织）为止，在该位置，测量的传递函数的值将不断地变化，直到中间电极和远端电极两者都位于相同类型的病变组织内为止。可以记录该组织的传递函数，且现在可以监控套电极和中间电极之间的传递函数的值。当套安装电极289与病变组织接触时，正被测量的套安装电极和中间电极之间的传递函数值将对应于病变组织的传递函数的值，并且可以推断，套安装电极恰好进入病变组织，且窗位于合适的工作深度。可以以相同的方式定位第二引导件以及后续引导件。参照本发明的第一实施方式，利用如上所述的三角测量法来实现引导件205、207相对于彼此的准确定位和/或它们的实际位置的确定。
一旦引导件被准确地定位在期望的病变组织内，则可以执行组织的处理。
理论上，如果组织甚至被热到46℃时仅被温度可逆地影响，组织可以被加热到46℃，且获得与图7（以44kHz的频率测量导电率时温度和导电率相对于时间的关系）和图8（以1MHz的频率测量导电率时温度和导电率相对于时间的关系）所示的温度响应类似的温度响应。这些模型示出了这种理论组织以微小瑕疵的反馈控制被加热大约2分钟到大约32分钟以加热到期望温度46℃，使得实际温度在期望的温度上下波动。32分钟之后终止加热。组织被允许冷却，且模型示出在延长的加热之后37℃时的导电率与加热前的37℃时的导电率相同。与根据该理论模型的组织一样行为的等效电示意图非常复杂，这是因为组织与频率有关且具有热系数。由此等效电示意图是由串联和并联的电容器、电感器、电阻器和热敏电阻组成。然而，当以一个具体频率观察时，可以去除频率有关的分量，且可以使用非常简化的等效电路。
由此，不受热影响的组织可以为图12所示的模型。
图12说明了组织片在一定频率下且在有限的温度窗口内的电阻。它具有开始电阻（主要是R2）和负温度系数（即，相当于负温度系数（NTC）热敏电阻的负温度系数）的温度相关电阻（可变电阻R1）。由此，当温度增大时，导电性将增大（即，所形成的电阻/阻抗下降）。
然而，在实际的生命组织中，当暴露于热量时，组织特性在一定温度以上发生不可逆变化。导电性将以不能用上面的简化示意图说明的方式变化。这种实际生命组织的模型如图13所示。
在图13中，增加了RX。RX是在一定时间内一定温度下热处理的不可逆影响（“组织效果）。
正常导电性＝开始导电性+（Tcoef×温度升高）+积分（组织效果常数×（温度升高×时间））
或者（在44kHz时对于肿瘤EMT6组织）
此时，Tslot是进行测量的时间间隙。
调整该模型以具有EMT6肿瘤组织的特征并且绘制温度和导电率与时间的关系图，假定对于导电路径中被测量的所有组织需要30分钟加热到46℃，由此受升高温度的影响而完全不可逆，这将生成类似于图9（以44kHz测量时温度和导电率与时间的关系图）、图10和图11（以1MHz测量时温度和导电率与时间的关系图）所示的曲线，其中线“正常行为”是指实际生命组织，“期望行为”是指没有不可逆热变化的图7和图8所示类型的理论组织。这些实际生命组织曲线示出，在实际生命组织内，导电率连续地上升，但是在稳定之前以降低的速率上升。曲线的到达大约6.5分钟的最陡的第一部分示出由加热引起的导电率的可逆变化。接着是曲线的到达30分钟的不太陡的第二部分，这表示正被测量的导电路径内的组织内遭受不可逆变化（即，正在被杀死）的细胞数量在增加。曲线的从30分钟起一直到加热结束的大约33分钟的第三部分具有水平的平均斜度，这表示正被测量的导电路径内的组织内的全部细胞都遭受不可逆变化，即死亡。在曲线的这一部分，利用反馈控制持续加热不会在正被测量的导电路径内的组织内产生任何进一步变化，且测量的导电率和期望的导电率（即，如果组织不遭受不可逆热效应时所期望的导电率）之间的相对导电率的差为最大。在该位置，由于该区域内的组织已经被杀死，因此进一步处理对该局部区域内没有任何有益效果。
根据本发明的用于对组织热处理的装置的第一实施方式包括软件和硬件装置，该硬件装置用于运行自动测量组织的电特性的软件，如计算机等，连接到装置的引导件被定位到所述组织中。
软件执行以下步骤：
激活能量源13、15，以将能量提供给组织加热元件32、34。这使得靠近加热元件的区域内的组织被加热；
监控由热传感器55、57、59、61所感测的温度，并且控制提供到组织加热元件32、34的热量，使得所述热传感器55、57、59、61检测到预定的期望温度并且将所述热传感器55、57、59、61的温度维持在预定的期望温度。优选地，存在防止由热传感器测量的温度的较大摆动的反馈系统；
测量、存储且处理电极对之间的电特性的值，以确定测量的电特性的变化，其中，所述电极位于在不同的引导件上。这使得能够测量在引导件之间的电路径内的电特性的变化；
所述电特性的值已经开始变化之后，当所述电特性的值停止变化预定一段时间时，例如，一旦特性1分钟或2分钟保持大致相同，使所述能量源不起作用。随着热扩散且被加热的组织的区域增大，且区域中的电路径内的组织的越来越多的被杀死，电特性应当连续地变化。一旦检测到电特性没有进一步变化，由于没有变化表示已经在引导件之间的区域内由加热实现最大效果，因此不需要延长加热，可以停止加热，可选地，发出表示处理已经结束的信号。该信号可以提醒操作者，处理已经完成，并且可以从病人体内去除引导件。
在根据本发明确定组织的热特性的方法的第二实施方式中，一旦引导件被正确地定位在病变组织内，可以测量组织的导电率热系数（conductance thermal coefficients）（Tcoef）。导电率热系数是由公式Tcoef＝ΔZf/Δt定义，其中，t是单位为摄氏度的组织温度，Zf是在频率f测量的导电率。
首先，通过施加较短时间的热量来确定组织的可逆导电率热系数（rTcoef），该较短时间足够短，使组织不被加热到在组织内发生不可逆效果的温度。自然地，可以施加热量的时间的长度取决于由加热部件传递的能量、引导件之间的距离以及被加热的组织热特性有关。优选地，由控制部件内的适当的控制、记录和处理软件来控制和监控该加热阶段，以配置成使得如果在组织内与加热部件相邻的热传感器记录在预定最大值以上的温度，例如在正常组织温度以上4℃或5℃，则终止加热。该预定最大值被选择得足够小，使得在组织内不存在发生不可逆效果的危险。在下文中，假定不可逆效果发生在43℃以上且当暴露在大于一定值的致命热量时，组织细胞开始经受细胞死亡。例如，对于肿瘤细胞，该致命热剂量被假定为与暴露于46℃持续30分钟对应。因此，在43℃和46℃之间的温度需要的暴露时间超过30分钟，46℃以上的温度需要30分钟以下的暴露时间，以开始细胞死亡。通过使用邻近加热元件定位的热传感器且热传感器因此遭受最大的温度升高，能够确保没有组织被加热到预定最大值之上。将热传感器连接到用于测量组织的电特性的电极面确保已知电极面的精确温度。在该加热阶段期间，监控近区（即，同一个引导件的电极面和它们相连接的热敏电阻之间的区域）的温度和导电率。停止加热，且在监控时，允许温度和导电率返回到初始值。优选地，重复该过程，以确保在组织内不发生不可逆变化。由于加热时间相对较短，因此不会产生永久的组织效果。基于导电率和温度的变化，可以由所述控制单元内的软件来计算组织的未损害（或可逆的）导电率热系数。例如，使用上述对于活体EMT6肿瘤的试验数据，软件可以确定44kHz和37℃时的导电性为3.5mS，热系数为0.038mS/℃，1MHz和37℃时的导电性为5.152mS，热系数为0.081mS/℃。
执行第二步骤，在第二步骤中借助于受控制的加热预定在近区产生不可逆效果，即病变组织的死亡。控制、记录和处理软件向组织施加热致使组织被加热到42.5℃之上的预设温度，预设温度优选在48℃之下，更优选在47℃之下，最优选为46℃。预设温度被选择成使得在一定时间后导致细胞死亡，但是不会使肿瘤抗原凝固。该预设温度被选择成避免组织的立即坏死、碳化、凝固或切割，由此避免组织抗原的破坏。
在该加热期间，例如以10秒的间隔监控近区组织导电性和温度。继续加热，直到被监控的近区路径内的导电性不发生进一步变化，即导电率相对于时间的平均梯度为零。当导电率梯度基本为零时，即导电率的值达到基本恒定的值时，组织变化是永久的，继续加热对于被测量的路径内的组织没有任何进一步的效果。于是可以确定对组织导电率的不可逆的热效果（组织效果）。
当到了处理病变组织的时间时，在处理组织的同时，装置被编程以测量远区组织导电率，即：相邻引导件之间的导电率；组织内的相同深度的两电极面之间的导电率，即笔直穿过组织的导电率；以及组织中的不同深度处的电极面之间的导电率，即对角的导电率。
当在所有这些远区导电路径中测量到成比例的相同的不可逆组织效果时（即，导电率的变化与被测量的各电路径的长度成比例），则这意味着在引导件之间的所有导电路径内的组织已经被加热到应当发生细胞死亡的温度。这意味着，热处理完成，且可以终止热处理。优选地，将这通过视觉和/或听觉信号的形式向操作者发出信号，视觉和/或听觉信号例如但是不限于屏幕消息、信号灯、铃声、乐音等。
尽管已经通过测量导电率或传递函数且分析所得到测量结果的装置和方法对本发明进行了说明，但是取而代之，还可以设计为根据本发明的装置和方法进行变形以使用与阻抗和/或电容有关的测量结果。
尽管已经利用引导件上的加热元件（例如，激光透过窗）预定被定位在被处理的组织（例如肿瘤）内的一定深度处的示例对本发明进行了说明，但是还可以设计为根据本发明的装置和方法进行变形，使得加热元件定位在肿瘤的边界处或肿瘤的边界附近，-例如靠近肿瘤但是位于肿瘤外部。
尽管已经利用在病人体内植入两个以上的引导件的方法和装置的示例对本发明进行了说明，但是可以想到的是，在本发明的其它实施方式中，方法和装置可以适用于使用单引导件。
尽管已经利用引导件包括两个或更多电极面和两个或更多热传感器的方法和装置的示例对本发明进行了说明，但是可以想到的是，在本发明的其它实施方式中，使用仅仅包括一个电极面和/或一个热传感器的引导件。
可以想到的是，在本发明的其它实施方式中提供具有多个引导件的基本单元，其中只有一个引导件设置有可移动电极。在这种情况下，该电极优选地首先被定位，然后被用作基准电极，可以借助于基准电极确定其它植入电极的位置。
尽管利用激光器作为能量源对本发明进行了说明，但是能够使用其它适当的能量源，如超声波换能器、电阻加热器、微波源、自调节居里金属（self regulating curiemetal）、自调节正温度系数电阻器、加热器元件、热流体等。
尽管已经利用热传感器位于电极面上的实施方式的示例对本发明进行了说明，但是还可以设计为将热传感器定位在所述电极面的旁边或距所述电极面很短的距离处。然而，随着热传感器和电极之间的距离增大，导电率和/或传递函数能够与电极周围的组织的温度精确地关联的优点将变弱。此外，可以想到的是使用多个纵向分开的热传感器，以确定沿着引导件的温度梯度。
根据本发明的方法和装置适于在将可植入引导件定位在病人体内的和/或用于对组织自动处理的自动系统中使用。在这种系统中，机器臂等预定插入引导件，并且在插入引导件时需要引导件的实际位置信息。通过本发明，可以确定引导件相对于彼此和/或相对于放置系统和/或病人的基准位置的实际位置。
然后，可以进行组织的热处理。
在用于将引导件植入病人体内的本发明的可以想到的应用中，在植入期间，由超声波或某种其它的成像系统监控至少一个引导件的位置，以便确认引导件的确被正确地定位。
在本发明的所有实施方式中，引导件可以设置有引导到电极和/或热传感器的中空管或其它分配部件，以允许导电流体添加到所述电极和/或热传感器，从而确保与周围组织的良好电连接和/或热连接。在热处理期间，可以使用这种分配部件来添加导电流体以便确保由加热引起的组织几何形状的变化（例如，组织收缩）不影响使用那些电极和/或热传感器的测量。
上述结构和方法仅仅是用于说明性的目的，而不是想要限制所附的权利要求的范围。

Claims (13)

1.一种通过肿瘤的热处理产生免疫响应的装置，所述装置包含：
第一引导件(32, 34, 205, 207)，所述第一引导件被配置来被设于待热处理的所述肿瘤的边界之内和/或附近，所述第一引导件包含热源，其中所述热源是能够连接至导光纤维的激光光源(13, 15)，所述导光纤维用于将光从所述光源传导至所述第一引导件上的点；
所述第一引导件上的热传感器（55, 57, 59, 61），所述热传感器被配置来测量第一温度；
其特征在于，所述第一引导件包含激光透明的能量发射窗或裸光纤头并且进一步设有具有基准点的刻度和套(281, 283)，所述刻度和套用于确定当所述第一引导件正在被定位时所述能量发射窗或所述裸光纤头的深度；
控制单元，所述控制单元被配置来根据所述测量的第一温度调节所述热源的功率输出，使得在处理期间所述第一温度是处于42.5°C至48°C的范围内的恒定温度。
2.根据权利要求1所述的装置，其中所述热传感器是热敏电阻探针。
3.根据权利要求1所述的装置，所述装置包含能够被置于所述肿瘤的边界之内和/或附近的另外的引导件，所述另外的引导件包含用于测量第二温度的另外的热传感器。
4.根据权利要求3所述的装置，其中所述热传感器是热敏电阻探针。
5.根据权利要求3所述的装置，其中所述另外的引导件包含另外的热源。
6.根据权利要求2或4所述的装置，其中所述热敏电阻探针包含多个纵向分开的热传感器。
7.根据权利要求1至5的任一项所述的装置，所述装置包含计算机辅助的图形分析，从而以3D视图的形式提供关于肿瘤、血管和胆管的尺寸和位置的信息。
8.根据权利要求1至5的任一项所述的装置，所述装置包含显示部件，所述显示部件用于显示与所述温度有关的信息。
9.根据权利要求5所述的装置，其中所述另外的热源是能够连接至导光纤维的激光光源，所述导光纤维用于将光从所述光源传导至所述引导件上的点。
10.根据权利要求1至5的任一项所述的装置，其中所述套包含锁定部件(285, 287)，以将所述套和所述第一引导件锁定在原位。
11.根据权利要求1至5的任一项所述的装置，其中所述光通过扩散器被引导至所述肿瘤。
12.根据权利要求1至5的任一项所述的装置，其中所述套是相对于所述第一引导件可移动的。
13.根据权利要求3所述的装置，其中所述控制单元被配置来计算在所述热传感器和所述另外的热传感器之间所述肿瘤的温度。
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