CN112384165B - 用于微波消融及在消融期间测量温度的系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种示范性微波消融系统。所述系统可针对靶组织的微波加热及微波辐射测量术两者使用切换天线，所述微波辐射测量术用以监测经加热组织的温度以确保输送所要温度以适当地治疗所述靶组织且实现治疗目标。所述系统可将切换组件集成到所述切换天线中，这消除因参考终端的加热及电缆的加热而产生的误差。

Description

用于微波消融及在消融期间测量温度的系统

相关申请案的交叉参考

本申请案主张2018年5月31日提出申请的第62/678,935号美国临时专利申请案的优先权权益，所述美国临时专利申请案的全部内容以引用方式并入本文中。

技术领域

本申请案一般来说涉及用于靶组织的微波消融及在消融期间测量所述靶组织的温度的系统及方法。

背景技术

组织消融可用于治疗各种临床疾病且已开发数种消融技术，包含冷冻消融、微波消融、射频(RF)消融及超声消融。众多治疗方案使用接触动脉的内侧壁的导管所施加的RF功率来影响神经。

这类技术通常由临床医生执行，所述临床医生经由静脉血管将具有消融尖端的导管引入到靶组织，基于触觉反馈而将消融尖端定位为邻近于临床医生认为是适当区域的位置，从而映射心电图(ECG)信号、解剖及/或透视成像，致动冲洗剂的流动以冷却选定区域的表面，且接着致动消融尖端达到被认为足以破坏选定区域中的组织的时间周期。

尽管可商购获得的消融尖端可包含用于经由数字显示器提供温度反馈的热电偶，但这类热电偶通常在冲洗消融期间不提供有意义的温度反馈。举例来说，热电偶仅测量表面温度，然而引起组织消融的对组织的加热或冷却可发生在组织表面下面的某一深度处。此外，对于其中用冲洗剂冷却组织的表面的手术，热电偶将测量冲洗剂的温度，因此进一步掩盖关于尤其在深处的组织的温度的任何有用信息。照此，临床医生没有关于组织在被消融时的温度或消融的时间周期是否充足的有用反馈。

因此，仅在完成手术之后可揭露，定向异常路径未被适当地打断。在这种情况下，临床医生可能不知道手术是否失败，因为不正确组织区域被消融，因为未致动消融尖端达到足以破坏靶组织的时间周期，因为消融尖端未触碰或不充分地触碰组织，因为消融能量的功率不充足，或以上各项的某一组合。在重复消融手术以便再次尝试消融靶组织之后，临床医生可能具有与第一次手术期间一样少的反馈，且因此潜在地可能再次未能破坏异常路径。另外，可能会有某种风险：临床医生将重新治疗靶组织的先前消融的区域且不仅消融靶组织，而且损坏邻近组织。

在一些情况下，为了避免必须这样重复消融手术，临床医生可消融认为靶组织所位于的靶组织的一系列区域，以便改进成功消融的机会。然而，仍然没有充足反馈来辅助临床医生确定那些消融区域中的任一者是否被充分地破坏。

司德泽(Sterzer)的第4,190,053号美国专利描述一种其中微波源用于在活体组织中沉积能量以实现过高热的过高热治疗设备。所述设备包含用于测量组织内深处的温度的辐射计，且包含从辐射计反馈与所测量温度对应的控制信号以控制来自微波源的能量的施加的控制器。所述设备在输送来自微波源的微波能量与用辐射计测量辐射能以测量温度之间交替。由于能量施加及温度测量的此时分多路复用，辐射计所报告的温度值不与能量输送同时。

卡尔(Carr)等人的第7,769,469号美国专利描述一种用于治疗心律失常、肿瘤及类似者的集成加热与感测导管设备，其具有准许几乎同时加热及温度测量的双工器。本专利也描述辐射计所测量的温度可用于控制能量施加，例如，维持选定加热分布曲线。

尽管有希望通过使用辐射测量术提供精确温度测量敏感度及控制，但这项技术很少有成功的商业医学应用。先前已知系统的一个缺点是由于辐射计中所使用的微波天线的构造的稍微变化而无法获得高度可重现结果，此可导致所量测温度在一个导管与另一导管之间的显著差异。还出现了关于将辐射计天线定向于导管上以适当地捕获组织所发射的辐射能及关于在手术环境中屏蔽高频率微波组件以便防止辐射计组件与术野中的其它装置之间的干扰的问题。

基于微波的过高热治疗及温度测量技术的接受还受到与实施辐射测量温度控制方案相关联的资本成本的阻碍。射频消融技术在医学界已得到广泛关注，即使这类系统可具有严重限制，例如无法准确地测量(例如)采用冲洗的深处的组织温度。然而，RF消融系统的被广泛接受、医学界关于这类系统的广大知识库及转换到新技术且训练新技术所需要的显著成本已极大地阻碍辐射测量术的广泛采取。

麦卡锡(McCarthy)等人的第8,926,605号及第8,932,284号美国专利描述用于在消融期间以辐射测量方式测量温度的系统，所述美国专利中的每一者的全部内容以引用方式并入本文中。

鉴于前文，将期望提供准许对组织深处的温度进行高度辐射测量以利用微波加热实现准确温度测量的系统及方法。

虽然存在用以治疗一定范围的疾病的多种基于能量的装置，从而有希望改进结果、降低风险并缩短恢复时间，但仍然有大量机会利用不同技术的能力来实行最优疗法以驱动结果并改进风险概况。

发明内容

本发明提供用于消融靶组织而且在消融期间感测参数(例如，温度)的消融系统及方法。在优选实施例中，所述消融系统利用微波能量进行消融。举例来说，所述微波消融系统可包含：导管，其具有近端区域、远端区域及在所述近端区域与所述远端区域之间延伸的至少一个内腔；及切换天线，其安置于所述导管的所述远端区域处。在示范性实施例中，所述切换天线包含主要天线，所述主要天线具有经设计以发射微波能量的第一及第二微波辐射元件。另外，所述主要天线经设计以测量辐射计温度，例如，邻近所述切换天线的靶组织的温度，且产生指示所述所测量辐射计温度的信号。所述切换天线进一步包含：参考终端，其经设计以测量参考温度并产生指示所述所测量参考温度的信号；及开关，其电耦合到所述主要天线及所述参考终端。举例来说，所述参考终端可安置于所述第一微波辐射元件与所述第二微波辐射元件之间的接合处。所述开关在来自所述主要天线的指示所述所测量辐射计温度的所述信号与来自所述参考终端的指示所述所测量参考温度的所述信号之间进行选择。

优选地，本文中所描述的消融系统经配置以微创地引入到肺中以用于通过支气管镜消融靶肺组织同时感测导管的远端区域处的温度。靶肺组织可以是(举例来说)肿瘤组织，使得消融治疗会治疗肺癌。导管的远端区域可经插入穿过嘴，进入气管，且进入肺，到达靶组织以用于治疗环节。所述消融系统还可经设计以消融其它组织。举例来说，可消融环绕血管的传出及/或传入神经纤维以用于治疗。作为一个实例，所述消融系统可在血管内插入到肾动脉中以消融环绕肾动脉并构成肾交感神经系统的传出及传入神经纤维以用于肾去神经(RDN)。

另外，所述微波消融系统可包含耦合到所述导管的所述近端区域的发生器，所述发生器经由延伸穿过所述导管的所述至少一个内腔且在所述开关及所述参考终端近端的位置处耦合到所述主要天线的缆线将功率提供到所述第一及第二微波辐射元件。而且，所述微波消融系统包含从所述开关接收指示所述所测量辐射计温度的所述选定信号及指示所述所测量参考温度的所述选定信号的处理器。所述处理器可基于指示所述所测量辐射计温度的所述信号及指示所述所测量参考温度的所述信号而计算靶组织温度。

举例来说，所述第一及第二微波辐射元件可以是基本偶极并以预定频率范围(例如，1到5GHz，2到3GHz，处于或大约2.45GHz)向靶组织发射微波能量。所述基本偶极可具有圆柱形配置或螺旋绕组配置。另外，所述第一及第二微波辐射元件可包含经设计以将单端传输线系统变换为平衡系统的一或多个平衡不平衡变压器。举例来说，所述一或多个平衡不平衡变压器中的第二平衡不平衡变压器可邻近所述一或多个平衡不平衡变压器中的第一平衡不平衡变压器而定位。所述一或多个平衡不平衡变压器可各自包含薄的柔性电介质衬底，所述薄的柔性电介质衬底具有顶部表面及底部表面、印刷于所述底部表面上的两个导体及印刷于所述顶部表面上的单个导体。举例来说，所述薄的柔性电介质衬底可具有至多0.025英寸的厚度及大约至少10的电介质常数。所述主要天线可在所述衬底的至少一个平面中是柔性的。另外，泡沫电介质可安置于所述薄的柔性电介质衬底上面及下面的区域与所述第一及第二微波辐射元件之间。

所述开关可包含与第二切换二极管串联连接的第一切换二极管。因此，当所述第一及第二切换二极管闭合时，单端输入变换为连接到所述第一及第二微波辐射元件的平衡输出，且所述第二平衡不平衡变压器短路，借此在所述平衡输出处变换为开路。此外，当所述第一及第二切换二极管断开时，所述单端输入未变换为平衡输出，借此形成到达所述参考终端的直通传输线路径。所述第一及第二切换二极管可以是微波PIN二极管，且可以是未封装且囊封的，借此在所述切换天线屈曲时防止损坏。

所述第一及第二切换二极管可经由偏置源来致动，所述偏置源经由所述缆线与所述第一及第二切换二极管进行电通信。举例来说，所述第一及第二切换二极管可经致动以响应于正向电流而断开，且响应于负电压而闭合。因此，所述参考终端可包含偏置阻挡电容器，所述偏置阻挡电容器经设计以防止偏置电流在所述参考终端的电阻器中耗散。因此，所述参考终端的所述电阻器可相对于所述第一及第二微波辐射元件位于一距离处，使得最小化所述参考终端的加热，且其中所述直通传输线路径具有与所述参考终端的所述电阻器的值相同的特性阻抗。此外，所述切换天线及所述发生器可以相同频率操作。

另外，所述系统可包含位于所述第一微波辐射元件与所述第二微波辐射元件之间的所述接合处的刚性区段，所述刚性区段具有不多于5mm的长度，其中所述开关及所述参考终端安置于所述刚性区段上。另外，热电偶电路可由所述缆线的外导体及邻近所述参考终端的电阻器端接的相异细电线形成。而且，所述第一微波辐射元件可耦合到所述缆线以形成微波扼流圈，使得所述微波扼流圈在所述主要天线与所述缆线之间提供开路扼流圈。

根据本发明的一个方面，所述参考终端可安置为在所述主要天线远端，使得所述参考终端在操作所述微波消融系统期间(例如，在肾去神经治疗期间)由于跨越所述参考终端的血流而维持在体温。

附图说明

图1是具有迪克(Dicke)开关的微波辐射计的简化框图。

图2是其中迪克开关及参考终端安置于同轴缆线的在与天线的连接附近的端处的微波加热与温度感测系统的框图。

图3是根据本发明的原理构造的示范性微波消融系统的框图。

图4A图解说明因图3的系统的微波加热形成的温度场及功率损耗密度的计算机模拟，且图4B图解说明切割平面温度分布。

图5A图解说明其中参考终端安置于辐射计天线的偶极之间的示范性微波消融系统，且图5B图解说明图5A的微波消融系统的切换网络。

图6图解说明根据本发明的原理构造的示范性微波消融系统的微波辐射元件的基本偶极。

图7图解说明根据本发明的原理的示范性微波消融系统的微波辐射元件的平衡不平衡变压器。

图8是根据本发明的原理构造的示范性微波消融系统的辐射计天线的剖视图。

图9A图解说明根据本发明的原理构造的示范性微波消融系统的微波辐射元件的背对背平衡不平衡变压器。

图9B图解说明根据本发明的原理的具有切换二极管的图9A的背对背平衡不平衡变压器及参考终端电阻器。

图10A图解说明当示范性微波消融系统的二极管经偏置接通时组织中的功率耗散，且图10B图解说明当示范性微波消融系统的二极管经偏置关断时组织中的功率耗散。

图11是根据本发明的原理构造的平衡不平衡变压器的三导体传输线的横截面。

图12图解说明根据本发明的原理的示范性微波消融系统的经囊封未封装二极管。

具体实施方式

鉴于前文，将期望提供采用微波辐射测量术系统进行温度测量及控制的用于治疗活体组织的系统及方法。根据本发明的一个方面，提供用于在微波消融期间以辐射测量方式测量温度(即，基于来自辐射计的信号而计算温度)的系统及方法。与在现有商业消融系统中使用的标准热电偶技术不同，辐射计可提供关于深处(其中发生组织消融)的组织温度的有用信息且因此在临床医生消融靶组织的选定区域时向临床医生提供关于组织损坏延伸范围的反馈。具体来说，本发明通过提供用于靶组织的微波消融且在消融期间测量靶组织的温度的经改进系统及方法来克服先前已知系统的缺点。本文中所描述的新颖发明可广泛应用于基于导管/探针的疗法，包含但不限于血管系统中的靶标以及肝、肾、前列腺及肺中的软组织靶标。

对靶组织的微波加热及作为监测经加热组织的温度的手段的微波辐射测量术确保输送所要温度以适当地治疗靶组织且实现治疗目标。具体来说，加热及温度感测是借助导管使用两个功能所共享的单个天线来完成的。微波加热可针对靶组织。与微波发生器共享天线的以相同频率及时间操作的辐射计感测来自环绕天线的区域的微波发射且将这些微波发射转换为组织温度。在此情形中，所监测的组织的体积包含(例如)肿瘤性肺组织。算法使靶区域处的温度与体积温度读数相关。

然而，使用辐射测量术及微波加热来实现准确温度测量存在障碍。这些是由辐射计与天线之间的相对长同轴缆线中的耗散性损耗引起的。常用方法使用将被加热的靶组织的未知温度与辐射计中的已知温度的内部参考进行比较的迪克辐射计。图1图解说明具有迪克辐射计的此系统的简化框图。如图1中所展示，使用选择天线输入28或内部参考输入(例如，参考温度终端30)的输入开关(例如，迪克开关32)。所述方法之所以受欢迎是因为在迪克开关32后面的测量路径中的一切是来自天线输入28的靶测量及来自参考温度终端30的参考测量两者所共用的，且大多数可能测量误差都会从计算中剔除。

天线导管的问题是伸展导管的长度的同轴缆线中的耗散性损耗。由缆线损耗引起的发射不可与天线所接收的发射区分。辐射计测量与缆线温度组合的天线温度。问题因期望需要高损耗的小直径导管、小直径同轴缆线及由一些发生器功率的耗散导致的对同轴缆线的加热而加重。

在图2的框图中揭示解决方案。如图2中所图解说明，迪克开关34及参考终端36已被移出到同轴缆线(例如，在主要导管缆线的远端处的短柔性缆线38)的在与天线40的连接附近的端。现在，同轴缆线是来自天线40的靶测量与来自参考终端36的参考测量两者的一部分且从同轴电缆耗散的热会从温度计算中剔除。然而，方案会因对参考线的加热(归因于参考线接近于加热缆线)而出现某种错误。

为了克服先前已知辐射测量术系统的缺点，本发明将迪克开关辐射计功能集成到天线中。举例来说，现在参考图3，提供图解说明根据本发明的原理构造的微波加热与温度感测系统10的框图。如图3中所展示，发生器12通过传输/接收(T/R)开关16后续接着天线开关偏置双工器18将消融能量供应到切换天线22。发生器12可以是任何先前已知的可商购获得的消融能量发生器，例如，微波能量发生器，借此使得能够在减少资本支出的情况下采用辐射测量技术。

而且，辐射计24经由缆线20(例如，同轴缆线)从切换天线22接收温度测量。切换天线22包含：主要天线，其具有用于发射微波能量且用于测量邻近所述主要天线的组织的温度的一或多个微波辐射元件；及参考终端，其用于测量参考温度。另外，切换天线22包含集成于其中以用于检测经受消融的组织的体积温度的切换网络，例如，迪克开关。所述切换网络在来自切换天线22的指示主要天线的所测量辐射计温度(例如，在消融手术期间邻近主要天线的组织的温度)的信号与来自切换天线22的参考终端的指示所测量参考温度的信号之间进行选择。由于切换网络集成于切换天线22内，且距缆线20及切换天线22的连接点充分远，因此避免缆线20对参考终端的加热。

开关16及天线开关偏置双工器18可连同用于取决于开关16的状态而从切换天线22接收温度测量的辐射计24一起安置于手柄14内。举例来说，开关16可处于消融状态中，使得微波功率可从发生器12传输到切换天线22，或开关16可处于测量状态中，使得辐射计24可从切换天线22(例如，从主要天线及/或参考终端)接收温度测量。手柄14可以是可重复使用的，而缆线20及切换天线22可以是一次性的。

系统10进一步包含控制器26，控制器26经由(例如)手柄14及缆线20耦合到发生器12及切换天线22以在其之间协调信号。控制器26借此向发生器12提供操作所需要的信息，在临床医生的控制下将消融能量传输到切换天线22，且可在组织被消融时经由温度显示器显示组织深处的温度，以供临床医生使用。可基于切换天线22使用计算机算法所测量的信号而计算所显示温度。因此，控制器26包含处理器，所述处理器具有用于存储待由控制器26执行的指令的存储器。

举例来说，处理器可接收来自切换天线22的主要天线的指示所测量辐射计温度(例如，在消融手术期间邻近切换天线22的组织的温度)的信号，及来自切换天线22的参考终端的指示所测量参考温度的信号，使得处理器可基于所述信号而计算经受消融的组织的体积温度。另外，处理器可指导开关16在如上文所描述的消融状态与测量状态之间移动。

微波功率从发生器12沿着导管中的缆线20向下传播到在导管尖端处的切换天线22。微波功率从切换天线22的主要天线向外辐射到靶组织(例如，靶肺组织，例如肿瘤)中。在其它实例中，例如在消融系统用于去神经的情况下，引入器装置可用于在体腔内递送导管，且间隔器装置可用于确保切换天线22部署在体腔的近似中心中。在体温下流动穿过体腔的血量可冷却与血液直接接触的体腔的表面。另外或替代地，通过导管的冷却剂内腔引入的来自身体外侧的冷却剂可用于冷却体腔的表面。内腔壁以外的未经历此冷却的组织热起来。供应充足微波功率以将靶组织(例如，神经区)加热到破坏靶组织的温度。

在图4中展示因微波加热形成的温度场的计算机模拟。图4图解说明穿过切换天线及周围组织的切割。效应在天线周围是对称的，因此仅展示切割平面的二分之一。沿着径向线穿过峰值温度的温度展示在靶组织内的温度。温度在组织内侧在组织表面附近上升且在靶组织附近的深度处达到最大值。图4还图解说明切换天线所感知的微波功率损耗密度图案。由于切换天线及频率对于发生器及辐射计两者是共同的，因此针对两个功能所产生的图案是一致的且辐射计以最优方式监测经加热区域。

现在参考图5A及5B，提供微波消融系统10的切换天线22。切换天线22包含用于微波加热及温度感测两者的主要天线43，以及用于测量参考温度(例如，邻近切换天线22的温度)的参考终端48。举例来说，切换天线22的主要天线43包含一或多个微波辐射元件，例如，第一微波辐射元件44a及第二微波辐射元件44b，所述一或多个微波辐射元件经设计以经由缆线20从发生器12接收功率，且以足以消融靶组织的水平将微波能量发射到周围靶组织中。

切换天线22的主要天线43进一步包含用于检测来自环绕天线的区域(例如，由微波辐射元件44a、44b形成的一或多个电路)的微波发射的构件，且将这些微波发射转换为邻近切换天线22的组织的温度(即，辐射计温度)。切换天线22进一步包含用于测量参考温度的参考终端48。另外，切换天线22集成安置于切换天线22的主要天线43的微波辐射元件44a、44b的偶极半体之间的切换网络42，例如，迪克开关。

体积温度输出将为辐射计温度(例如，环绕主要天线43的经加热组织的温度)与由参考终端48测量的参考温度之间的差。可基于来自主要天线43的微波辐射元件44a、44b的指示所测量辐射计温度的信号及来自参考终端48的指示所测量参考温度的信号使用算法(例如第8,932,284号及第8,926,605号美国专利中所描述的那些算法，所述两个美国专利以引用方式并入本文中)来计算体积温度输出。

具体来说，所有切换组件(例如，切换二极管46a、46b及参考终端48)位于两个天线偶极半体的接合处。两个天线偶极半体之间的接合可具有(例如)不多于5mm且优选地不多于3mm的长度。因此，微波消融系统10的集成天线/开关配置是物理上更短且更柔性的。通过将切换二极管46a、46b偏置接通或关断而致动切换二极管46a、46b，且将切换二极管46a、46b一致地切换到相同状态。因此，仅需要单个偏置源且所述单个偏置源可经由缆线20的导体操作地耦合到切换二极管46a、46b。切换二极管46a、46b可以是(例如)微波PIN二极管，而且在接通状态中以小正向电流来偏置或在关断状态中以负电压来反向偏置。

另外，提供微波扼流圈布置52以最小化微波能量的辐射图案从微波辐射元件44a、44b到同轴导管轴件上的折返。通过在主要天线43的馈送点处将近端偶极半体(例如，微波辐射元件44a)连接到缆线20而形成扼流圈。同轴结构形成于微波辐射元件44a与缆线20之间，此在主要天线43与缆线20之间产生开路扼流圈。

通过颠倒施加到缆线20的中心导体39的偏置电流的极性而选择来自主要天线43或来自参考终端48的输入。取决于偏置极性，串联连接的切换二极管46a、46b是传递微波信号的小电阻或阻挡信号的小电容。电阻器(例如，偏置组件52)使偏置电流通过缆线110的外导体41返回。偏置电流双工器将偏置供应到身体外侧的导管的近端。

芯片级切换组件(二极管、电阻器及电容器)非常小且驻存于微波辐射元件44a、44b的偶极半体之间的短空间中的陶瓷卡上。缆线20及天线结构由可导航穿过密闭通道的柔性材料形成。唯一刚性区段可以是长度不超过约3mm的切换网络42。

系统10适合用于例如肺组织消融的应用，其中参考终端48必须确立参考温度。出于此原因，参考终端48位于天线结构的近端侧上，使得温度传感器不必须跨过主要天线43的馈送点(此可扰乱天线辐射图案)。由外导体41形成的热电偶电路及端接在参考终端48的参考电阻器附近的非常细的相异金属线可用于此目的。

如图6中所图解说明，微波辐射元件44a、44b是经由缆线20从发生器12接收功率的基本偶极。如图6中所展示，微波辐射元件44a、44b可具有圆柱形形状。如所属领域的技术人员将理解，微波辐射元件44a、44b可具有包含螺旋绕组的其它形状。平衡不平衡变压器位于微波辐射元件44a、44b中的每一者内。所述平衡不平衡变压器将单端传输线系统变换为平衡系统，如图7中所展示，图7图解说明平衡不平衡变压器54a。

现在参考图8，提供替代示范性微波消融系统60。微波消融系统60经构造为与图3的微波消融系统10相似，其中类似组件由类似带撇号参考数字识别。举例来说，缆线20'与缆线20对应，切换天线22'与切换天线22对应，主要天线43'与主要天线43对应，微波辐射元件44a'、44b'与微波辐射元件44a、44b对应，切换二极管46a'、46b'与切换二极管46a、46b对应，且参考终端48'与参考终端48对应。如图8中所展示，平衡不平衡变压器54a、54b分别位于微波辐射元件44a、44b中的每一者内。

微波消融系统60与微波消融系统10的不同之处在于：参考终端48'安置于第二微波辐射元件44b'的远端。具体来说，切换天线22'将切换网络(例如，包含切换二极管46a'、46b'的迪克开关)集成到主要天线43'中，此允许参考终端48'从主要天线43'的远端突出。因此，可在例如肾去神经的应用中使用系统60，其中参考终端48'可通过血流维持在体温。

主要天线43'的结构是唯一的，因为其将辐射计迪克开关功能集成到柔性远程天线中且使辐射计参考终端48'从主要天线43'突出到稳定温度区域(例如，血流路径)中。体积温度输出将是辐射计温度(例如，环绕主要天线43'的经加热组织的温度)与参考温度(例如，由血流经由参考终端48'例如在肾动脉中提供的已知稳定体温)之间的差。可基于来自主要天线43'的微波辐射元件44a'、44b'的指示所测量辐射计温度的信号及来自参考终端48'的指示所测量参考温度的信号使用算法(例如第8,932,284号及第8,926,605号美国专利中所描述的那些算法，所述两个美国专利以引用方式并入本文中)来计算体积温度输出。

如图9A中所图解说明，微波辐射元件44a'、44b'包含两个背对背平衡不平衡变压器54a、54b。如图9B中所展示，两个切换二极管(例如，切换二极管46a'、46b')集成于主要天线43'的微波辐射元件44a'、44b'内。切换二极管46a'定位于平衡不平衡变压器54a、54b之间，且切换二极管46b'定位于平衡不平衡变压器54b的远端，例如，平衡不平衡变压器54b与参考终端48'之间(未展示)。当切换二极管46a'、46b'闭合时，单端输入变换为连接到微波辐射元件44a'、44b'的平衡输出。平衡不平衡变压器54a短接在主要天线43'的远端处，且因此在平衡输出处变换为开路。当切换二极管46a'、46b'断开(如图9A中所展示)时，未做出变换且结构成为到达主要天线43'的远端(其中定位有参考终端，例如，参考终端48'，如图9B中所图解说明)的直通传输线路径。

图9B图解说明切换天线22'，切换天线22'具有：背对背平衡不平衡变压器54a、54b，切换二极管46a'、46b'集成于其中；及参考终端48'，其具有具有偏置阻挡电容器56及参考终端电阻器58。如图9B中进一步展示，连接62a连接到微波辐射元件44a'，且连接62b连接到微波辐射元件44b'。通过将切换二极管46a'、46b'偏置接通或关断而致动切换二极管46a'、46b'，且将切换二极管46a'、46b'一致地切换到相同状态。因此，仅需要单个偏置源且所述单个偏置源可经由缆线20的导体操作地耦合到切换二极管46a'、46b'。

切换二极管46a'、46b'可以是(例如)微波PIN二极管，且在接通状态中以小正向电流来偏置或在关断状态中以负电压来反向偏置。偏置阻挡电容器56防止偏置电流在参考终端48'的参考终端电阻器58中耗散。参考终端电阻器58可位于距微波辐射元件44a'、44b'的平衡不平衡变压器54a、54b的任一距离处以最小化参考终端48'的加热，只要连接传输线具有与参考终端电阻器58的电阻器值相同的特性阻抗。

现在参考图10A及10B，提供针对切换二极管46a'、46b'的两个开关位置(例如，接通及关断)的天线功率损耗密度图案。举例来说，图10A图解说明当切换二极管46a'、46b'经偏置接通时在操作切换天线22'期间组织中的功率耗散。如图10A中所展示，靶组织内的预定深度(例如，其中定位有待消融的靶组织)处的组织体积被加热到足够用于消融的所要温度。图10B图解说明当切换二极管46a'、46b'经偏置关断时组织中的功率耗散，且因此未展示耗散，此指示切换天线22'仅检测参考终端48'。

为了克服构造平衡不平衡结构且将切换二极管安装于柔性小直径导管中的挑战，三导体传输线结构用于形成平衡不平衡变压器54a、54b，如图11中所展示。如图11中所图解说明，薄的柔性电介质衬底64包含印刷于衬底64的顶部表面上的中心导体66及印刷于衬底64的底部表面上的两个分裂接地导体68a、68b。衬底64可以是(举例来说)至多0.005”厚，且优选地高达0.005英寸厚。另外，衬底64的电介质常数相对高，例如，大约至少10。传输线阻抗是导体的宽度及分裂接地导体68a、68b之间的间隙的大小的函数。

切换天线22'在递送到靶组织部位期间可需要屈曲，例如，从股动脉转向肾动脉。为了使切换天线22'的几何结构保持较小，使用未封装二极管且将未封装二极管囊封以在主要天线43'屈曲时防止损坏。举例来说，图12图解说明定位于顶部侧电路迹线72上的二极管芯片70及丝带连接76，以及囊封剂74。另外，图12图解说明连接到微波辐射元件44a'的连接62a，及连接到微波辐射元件44b'的连接62b。

在其中主要天线43'在衬底的一个平面中是坚硬的实施例中，主要天线43'在至少一个平面中具有柔性，使得其可导航(例如)患者的动脉中的弯曲部。举例来说，主要天线43'在衬底64的平面中可以是相对坚硬的，但可在垂直于衬底64的平面中卷曲。这被认为是足够的柔性，从而仅需要导管经扭转从而以所需弯曲部的方向将其定向。因此，主要天线43'的结构允许主要天线43'在至少一个平面中且优选地在两个平面中是柔性的。泡沫电介质可用于在微波辐射元件44a'、44b'下方填充衬底64上面及下面的区域。编织金属屏蔽层还可用于在微波辐射元件44a'、44b'下方覆盖平衡不平衡变压器54a、54b。

虽然在上文描述本发明的各个说明性实施例，但所属领域的技术人员将明了，可在不背离本发明的情况下在本文中做出各种改变及修改。将进一步了解，本文中所描述的系统及方法可用于消融及除肾动脉以外的组织的温度测量。所附权利要求书打算涵盖归属于本发明的真正精神及范围内的所有这类改变及修改。

Claims (25)

1.一种用于消融靶组织的微波消融系统，所述系统包括：

导管，其具有近端区域、远端区域及在所述近端区域与所述远端区域之间延伸的至少一个内腔；

切换天线，其安置于所述导管的所述远端区域处，所述切换天线包括：

主要天线，其包括经配置以发射微波能量的第一及第二微波辐射元件，且所述主要天线经配置以测量辐射计温度并产生指示所述所测量辐射计温度的第一信号；

参考终端，其安置于所述第一微波辐射元件与所述第二微波辐射元件之间的接合处，所述参考终端经配置以测量参考温度并产生指示所述所测量参考温度的第二信号；及

开关，其电耦合到所述主要天线及所述参考终端，所述开关经配置以在来自所述主要天线的指示所述所测量辐射计温度的所述第一信号与来自所述参考终端的指示所述所测量参考温度的所述第二信号之间进行选择；

发生器，其耦合到所述导管的所述近端区域，所述发生器经配置以经由延伸穿过所述导管的所述至少一个内腔且在所述开关及所述参考终端近端的位置处耦合到所述主要天线的缆线将功率提供到所述第一及第二微波辐射元件；及

处理器，其经配置以从所述开关接收指示所述所测量辐射计温度的所述第一信号及指示所述所测量参考温度的所述第二信号，所述处理器进一步经配置以基于指示所述所测量辐射计温度的所述第一信号及指示所述所测量参考温度的所述第二信号而计算靶组织温度。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一及第二微波辐射元件经配置以将在1到5GHz的范围内的微波能量发射到所述靶组织。

3.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一及第二微波辐射元件包括基本偶极。

4.根据权利要求3所述的系统，其中所述基本偶极包括圆柱形配置。

5.根据权利要求3所述的系统，其中所述基本偶极包括螺旋绕组配置。

6.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一及第二微波辐射元件包括一或多个平衡不平衡变压器，所述一或多个平衡不平衡变压器经配置以将单端传输线系统变换为平衡系统。

7.根据权利要求6所述的系统，其中所述一或多个平衡不平衡变压器中的第二平衡不平衡变压器邻近所述一或多个平衡不平衡变压器中的第一平衡不平衡变压器而定位。

8.根据权利要求7所述的系统，其中所述开关包括与第二切换二极管串联连接的第一切换二极管。

9.根据权利要求8所述的系统，其中当所述第一及第二切换二极管闭合时，单端输入变换为连接到所述第一及第二微波辐射元件的平衡输出，且所述第二平衡不平衡变压器短路，借此在所述平衡输出处变换为开路。

10.根据权利要求9所述的系统，其中当所述第一及第二切换二极管断开时，所述单端输入未变换为所述平衡输出，借此形成到达所述参考终端的直通传输线路径。

11.根据权利要求10所述的系统，其中所述第一及第二切换二极管经由偏置源来致动，所述偏置源经由所述缆线与所述第一及第二切换二极管进行电通信。

12.根据权利要求11所述的系统，其中所述参考终端包括经配置以防止偏置电流在所述参考终端的电阻器中耗散的偏置阻挡电容器。

13.根据权利要求12所述的系统，其中所述参考终端的所述电阻器相对于所述第一及第二微波辐射元件位于一距离处，使得最小化所述参考终端的加热，且其中所述直通传输线路径包括与所述参考终端的所述电阻器的值相同的特性阻抗。

14.根据权利要求8所述的系统，其中所述第一及第二切换二极管包括微波PIN二极管。

15.根据权利要求8所述的系统，其中所述第一及第二切换二极管是未封装且囊封的，借此在所述切换天线屈曲时防止损坏。

16.根据权利要求8所述的系统，其中所述第一及第二切换二极管经配置以响应于正向电流而断开，且响应于负电压而闭合。

17.根据权利要求6所述的系统，其中所述一或多个平衡不平衡变压器各自包括薄的柔性电介质衬底，所述薄的柔性电介质衬底具有顶部表面及底部表面、印刷于所述底部表面上的两个导体及印刷于所述顶部表面上的单个导体。

18.根据权利要求17所述的系统，其中所述薄的柔性电介质衬底具有至多0.025英寸的厚度。

19.根据权利要求17所述的系统，其中所述薄的柔性电介质衬底具有至少10的电介质常数。

20.根据权利要求17所述的系统，其中所述主要天线经配置以在所述薄的柔性电介质衬底的至少一个平面中是柔性的。

21.根据权利要求17所述的系统，其进一步包括安置于所述薄的柔性电介质衬底上面及下面的区域与所述第一及第二微波辐射元件之间的泡沫电介质。

22.根据权利要求1所述的系统，其中所述切换天线及所述发生器以相同频率操作。

23.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括位于所述第一微波辐射元件与所述第二微波辐射元件之间的所述接合处的刚性区段，所述刚性区段具有不多于5mm的长度，其中所述开关及所述参考终端安置于所述刚性区段上。

24.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括由所述缆线的外导体及邻近所述参考终端的电阻器端接的相异细电线形成的热电偶电路。

25.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一微波辐射元件耦合到所述缆线以形成微波扼流圈，所述微波扼流圈在所述主要天线与所述缆线之间提供开路扼流圈。