CN113924056A - 微波装置 - Google Patents
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Abstract
微波天线装置包括：辐射元件，所述辐射元件被配置为执行治疗，所述治疗包括使用从所述辐射元件发射的微波辐射加热一体积的组织；冷却结构，所述冷却结构被布置为在所述治疗期间使冷却剂流动通过所述冷却结构的至少一个腔；以及控制器，所述控制器被配置为控制冷却剂的流动，以便在所述治疗的第一周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的第一流率，并且在所述治疗的后面的第二周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的不同的第二流率。
Description
技术领域
本公开涉及用于将微波能量辐射到组织(例如病变组织)中的微波天线装置或照射器、微波组件、流体控制系统和微波系统。本公开还涉及控制微波天线装置或照射器的消融区域的方法。
背景技术
微波消融(microwave ablation，MWA)技术是用于加热组织以治疗病变组织的商业可得且流行的方式。在微波频率(例如，915MHz到20GHz)下，利用振荡电磁(EM)场在水分子中产生摩擦，从而导致组织内的热形成。这样的组织可以包括例如肿瘤。可使用热疗(低于50℃)或消融(高于50℃)方法治疗。肿瘤中的热反应可以作为如化疗和放疗等其他治疗方法的辅助手段。
或者，当消除或切除具有临床复杂性或对候选者具有高风险时，MWA可用于原位杀死组织。肿瘤可存在于例如肝、肾、肺、骨或任何其它组织内的组织中。由MWA产生的坏死区域通常用于包裹肿瘤及其周围的组织边缘，以确保肿瘤不会再生长或扩散到其他组织。
MWA特别适用于进行热消融的微创手术。可以使用一个或多个针状天线来应用用于热消融的微创手术。为了以最小量的由插入引起的损伤到达目标组织，针状天线的轴具有细长的纵横比。该轴包含同轴传输线(同轴电缆)，其能够传送足够的功率以加热目标体积。可以优化轴的直径以平衡具有足够大以容纳同轴传输线的轴和具有紧凑天线的轴。在某些情况下，较大的轴可能有插入损伤或出血和气胸的风险。
天线形式可以是例如缝隙、单极、偶极或三轴。每个天线形式的效率可以被调谐到特定的微波频率和组织特性类型。
可能想要具有由天线发射的辐射的可预测图案，并因此具有随后加热的可预测图案。在计划手术时可能被认为对临床医生最有用的图案或形状可以是球形图案。
在不同的组织类型和尺寸中模拟辐射图案是常见的做法。作为开发过程的一部分，可以在诸如肝脏的离体组织中验证辐射图案的模拟。
已经发现，在小直径轴中使用的微波天线的常规设计通常可以产生辐射和加热的泪液状(泪滴形)图案。泪液状形状包括沿着电缆向后延伸的能量尾部。由于该尾部特征可将热传递到目标区外的组织，从而导致健康组织的消融，因此可认为这是不想要的。
创建更趋球形的辐射图案的常见方法是使用平衡-不平衡变换器或扼流圈特征，其平衡沿轴线递送的能量与垂直递送的能量。在天线元件中流动的交流电流导致电磁波被产生并辐射到周围组织中。在连接或耦合到传输线外部导体的天线元件中流动的电流必须返回到发生器，并且通过在同轴传输线的外部导体上流动来实现。通过在外部导体上流动而返回的电流可以被称为共模电流。这些共模电流从同轴传输线的外部导体引发辐射，这会使天线辐射图案变形。
然而，添加平衡-不平衡变换器或扼流圈特征可导致总体天线效率的损失、增加总体轴直径和/或增加制造过程的复杂性。
实现最佳消融体积容量的挑战可能是从微波发生器到天线的功率传输。同轴电缆由于其机械柔性和横向电磁波传播而最常用。同轴电缆的功率容量与它们的尺寸和材料选择直接相关。同轴电缆内的衰减损耗以单位长度的损耗来测量(例如dB/m)。衰减损耗表现为热。通常，较高的工作频率和较小的直径会增加损耗。
表1示出了两种不同同轴电缆的损耗值。SUCOFORM_47_CU的外径为1.194mm。SUCOFORM_86的外径为2.19mm。下面的表1和表2中的损耗值取自Microwave cableassemblies，第161页，版本2019/0,1HUBER+SUHNER AG。表1中的损耗值是针对两种不同同轴电缆在恒定温度和压力下的不同频率提供的。
表1
电缆在没有过热或故障的情况下安全地传输功率的功率处理能力可能与相同的损耗因子有关，例如所施加的微波功率的频率和电缆直径。
表2示出了两种不同同轴电缆在恒定温度和压力下对于不同频率的功率容量。
表2
增加功率以治疗更大区域和改善治疗时间的需求可导致选择冷却同轴电缆以防止对邻近探针轴的组织的热损伤。冷却同轴电缆可用于保持电缆完整性以防止因材料损坏而出故障。
同轴电缆的冷却可以通过多种方式实现。目前，用于冷却的介质主要是气体和流体方法。诸如空气或其它低温物质的气体可以包含在天线的轴的长度的腔内。气体的流动和返回可以用一系列腔进行，以便在天线工作的持续时间内保持热传递。类似地，在一些情况下，诸如盐水的液体通过一个或多个腔在轴中沿电缆的长度行进。
冷却介质的流动通常可以通过使用泵来实现。温度传感器可以沿着轴的长度放置以提供数据，以确保系统在指定的安全温度范围内工作。泵通常在单一的恒定设置下工作以提供一流率，该流率防止在系统工作规范的限制下，在最大持续时间、最大功率的极端情况下，周围环境温度超过上限。
发明内容
本领域技术人员应当理解，本文描述的装置、组件、系统或方法中的任何一个的任意特征可以单独应用或者与本文描述的任何另一个相关的装置、组件、系统或方法组合应用。
本文描述了一种微波天线装置和冷却系统，用于将微波能量辐射到组织中以加热。提出了一种实现想要的消融体积几何形状以实现最佳临床结果的方法。通过控制冷却介质的流动，可以影响天线的近端区域中的加热。冷却介质的流率可以通过控制泵(例如蠕动泵)的泵速来调节。流率可以是，但不限于，0.1-100ml/min、10-110ml/min、15-200ml/min、20-400ml/min、30-500ml/min。
在天线的情况下(其中沿着轴靠近目标加热区域发射辐射)，可以使用一定流率的冷却介质来抵消加热效果，并因此实现更对称和更趋球形的加热区。当流率低时，发现在想要的消融球外部可能存在热影响区域。当流率足够高时，在想要的消融球内可能去除热量，从而留下未治疗的病变组织。研究发现，存在一个流量组合，其中冷却不足(undercooling)或过冷(overcooling)的负面影响都没有发生，即混合热流是平衡的。在治疗期间可以优选地调制该流率。
调制的一个实施例是对于不同的治疗周期具有不同的流率，使得治疗开始时被认为是低流率，然后以高流率工作。相反，替代的实施例将以高流率开始，然后以低流率工作直到治疗结束。另一实施例将具有随时间变化的流率分布，使得在不同的时间周期内保持一系列流率。适当地调制流率以控制消融球或其它想要的体积外的加热，可允许更紧凑、更简单的天线设计和/或允许更高的功率输送。
提出了不对称地偏置冷却剂流(the flow of coolant)的实施例。冷却剂的流动和返回的腔不同轴，多个腔围绕同轴电缆的中心腔。冷却可以偏向整个系统的一侧，因为来自冷却剂源的流(flow)处于比在主天线辐射点处被加热的回流(return flow)更低的温度。
另一实施例可以对天线不对称地使用相同的热控制效果，使得消融区的靠近发生器的一侧优选地被冷却得大于相对于天线轴与发生器径向相对的一侧。当沿着轴的主轴线观察时，在轴的主轴线的任一侧上可能存在不对称。可以优先冷却主轴一侧上的区域。
在敏感组织(例如动脉、静脉或神经)可能紧邻目标治疗区和天线的轴而存在的情况下，该效果会具有优点。当目标组织和周围组织具有不同的介电特性，使得天线调谐导致不对称的消融几何形状，并且热影响区沿着轴的偏置在想要的区域之外时，也可以使用该实施例。在此，与轴径向相对的流动的不对称性可以用来保护非目标组织，或者相反地，帮助扩展加热区以匹配想要的体积。
还可以利用冷却剂的流动和返回腔在同轴的腔构造中的设计。当冷却剂被供应并且流动被包含在外腔中时，冷却效果不同于另外的工作情况(对于相同的几何形状，流动在内腔中，与同轴电缆接触)。
当试图保护与轴接触的组织时，流动腔的选择可能是有利的。例如，当轴是动脉、静脉、尿道或其它天然腔的内腔时，人们可能会寻求保护天然腔的组织。当外腔用于流动时，外轴温度通常低于在外腔中回流时的温度。这可以允许在保留天然腔的同时进行消融，或者使用腔作为接入点来治疗可能邻近天然腔的区域，该天然腔在正常情况下可能由于其邻近消融区域而被损伤。
流率随时间变化的实施例(例如，在总治疗时间的10分钟内，低流率2分钟，接着高流率8分钟，以保持不具有泪液状特征的球形消融)也可受流动腔选择的影响。取决于腔的几何形状，实现想要的形状所需的流率可以显著不同。当进行系统的设计并且选择冷却剂泵的容量时，这可能是有利的。
在本发明的第一方面，提供了一种微波天线装置，其包括：辐射元件，所述辐射元件被配置为执行治疗，所述治疗包括使用从所述辐射元件发射的微波辐射加热一体积的组织；冷却结构，所述冷却结构被布置为在所述治疗期间使冷却剂流动通过所述冷却结构的至少一个腔；以及控制器，所述控制器被配置为控制冷却剂的流动，以便在所述治疗的第一周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的第一流率，并且在所述治疗的后面的第二周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的不同的第二流率。
控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，从而使在治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，以便在组织中形成球形治疗区。控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，以便在组织中形成混合球形泪液状治疗区。控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，以便在组织中形成部分泪液状治疗区。控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，以便在组织中形成部分球形治疗区。
控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，使得第一周期的第一流率高于第二周期的第二流率。
控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，使得第一周期的第一流率低于第二周期的第二流率。
第一周期可以比第二周期长。第二周期可以比第一周期长。
控制器可以被配置为在治疗期间随时间连续地改变流率。
控制器还可以被配置为在治疗期间改变从辐射元件发射的辐射的功率。
控制器可以被配置为控制辐射的功率，从而使在所述治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
冷却结构可以包括位于所述辐射元件径向近侧的至少一个内腔和位于所述辐射元件径向远侧的至少一个外腔。
控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，使得冷却剂流入至少一个内腔并通过至少一个外腔返回。
控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，使得冷却剂流入至少一个外腔并通过至少一个内腔返回。
冷却结构可以包括围绕辐射元件周向布置的多个腔。
控制器可以被配置为选择冷却剂流入和流出所通过的多个腔，从而使在所述治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
可以选择至少一个腔的至少一个直径，从而使在所述治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
可以控制被加热的所述体积的组织的形状以减少或消除解剖结构的加热。解剖结构可以包括至少一个天然腔。
可以控制被加热的所述体积的组织的形状以减少辐射元件附近的组织收缩。
该装置还可以包括至少一个温度传感器，所述至少一个温度传感器被配置为监测待加热的所述体积的组织内的温度。
控制器可以被配置成根据来自所述至少一个温度传感器的信号来控制冷却剂的流动，其中所述信号代表所监测的温度。
控制器还可以被配置为根据来自所述至少一个温度传感器的信号来控制以下至少一个：供应到所述辐射元件的功率、冷却剂流动方向、冷却剂流动路径。
辐射元件可以由同轴电缆形成。
辐射元件可以包括缝隙天线、单极天线、偶极天线、三轴天线中的至少一个。
冷却剂可以包括气体冷却剂、液体冷却剂、空气、盐水中的至少一种。
该装置可以被配置为执行组织的微波消融和/或组织热疗。
冷却剂流动通过冷却结构的至少一个腔可以是为了冷却辐射元件和/或冷却向辐射元件供电的电缆。
辐射元件和冷却结构可以容纳在一共同的壳体内。
在另一实施例中，提供了一种微波系统，包括：微波发生器；微波电缆装置，所述微波电缆装置包括同轴电缆，其中所述同轴电缆的内部导体的暴露的远端部分比所述同轴电缆的外部导体长，所述暴露的远端部分形成辐射元件，其中所述辐射元件被配置为执行治疗，所述治疗包括使用从所述辐射元件发射的微波辐射加热一体积的组织；冷却结构，所述冷却结构布置成在所述治疗期间使冷却剂流动通过所述冷却结构的至少一个腔；以及控制器，所述控制器被配置为控制冷却剂的流动，以便在所述治疗的第一周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的第一流率，并且在所述治疗的后面的第二周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的不同的第二流率。
在另一方面，提供了一种方法，包括：执行包括使用从辐射元件发射的微波辐射加热一体积的组织的治疗；在治疗期间，使冷却剂流动通过冷却结构的至少一个腔；以及控制冷却剂的流动，以便在所述治疗的第一周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的第一流率，并且在所述治疗的后面的第二周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的不同的第二流率。
控制器可以被配置为控制冷却剂的流动，从而使在治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
在另一个方面，提供了一种方法，包括：接收用于微波辐射的发射的辐射元件和包括至少一个腔的冷却结构的参数；接收待被来自所述辐射元件的微波辐射的发射加热的想要的体积的组织；以及确定将通过所述至少一个腔提供的冷却剂的第一流率和冷却剂的第二流率，以使通过所述辐射元件的微波辐射的发射而加热的一体积的组织成形，以匹配所述想要的体积的组织，其中所述确定取决于所述辐射元件和所述冷却结构的所述参数。
该方法还可以包括确定冷却剂流动通过所述至少一个腔的方向。该方法还可以包括确定冷却剂流动的路径。该方法还可以包括确定要提供给辐射元件的功率。该方法还可以包括确定要输送第一流率的周期。该方法还可以包括确定输送第二流率的周期。
所述确定还取决于对被所述辐射元件加热的组织的至少一个温度测量。
在本发明的另一个方面，提供了一种通过受控地使用包含在照射器内的冷却剂流率，使微波天线的治疗区成形的方法。冷却剂流率的受控使用可以包括低流率和高流率的混合。冷却剂流率的受控使用可包括主要部分的高流率和次要部分的低流率。冷却剂流率的受控使用可包括主要部分的低流率和次要部分的高流率。冷却剂流率的受控使用可以包括连续变化的流率。冷却剂流率的受控使用可以包括不同的恒定的流率的时间数量。冷却剂流率的受控使用可以包括不同的变化的流率的时间数量。
该方法可以包括施加固定或变化的功率。
治疗区的成形可以是形成球形治疗区。治疗区的成形可以是形成混合球形泪液状治疗区。治疗区的成形可以是形成部分泪液状治疗区。治疗区的成形可以是形成部分球形治疗区。虽然球形治疗区可以是优选的类型，但是本发明中的治疗区的成形可以用于产生任何其它想要的形状的治疗区，例如但不限于全部或部分椭圆形的、混合的椭圆形泪液状，其中椭圆形可以是扁长形的或扁圆形的。
冷却剂装置的受控使用可包括恒定的流率，以在给定的功率和持续时间内实现想要的图案。冷却剂装置的受控使用可以包括变化的流率，以在给定的功率和持续时间内实现想要的图案。
可以选择冷却剂腔尺寸以偏置流率，从而在给定的功率和持续时间内实现想要的图案。可选择冷却剂流动方向以偏置流率，从而在给定的功率和持续时间内实现想要的图案。可以选择冷却剂腔尺寸以偏置流率，从而在给定的功率和持续时间内实现想要的图案。可以选择冷却剂腔的数量和布置以偏置流率，从而在给定的功率和持续时间内实现想要的图案。
冷却剂装置的受控使用可用于偏置想要的图案以减少接近天然腔。
在本发明的另一个方面，提供了一种算法，用于控制包含在照射器内的功率和冷却剂流率，以输送规定的消融区域。
在本发明的另一个方面，提供了一种算法，用于控制照射器内的功率、冷却剂流率和温度，以输送规定的消融区域。
在本发明的另一个方面，提供了一种算法，用于监测照射器内的功率、冷却剂流率和温度，以输送规定的消融区域。
在本发明的另一个方面，提供了一种算法，用于监测消融区并且调节包含在照射器内的功率和冷却剂流率以输送规定的消融区域。
在本发明的另一个方面，提供了一种算法，用于监测天线温度并调节包含在照射器内的功率和冷却剂流率以输送规定的消融区域。
在本发明的另一方面，提供了一种在消融期间应用混合冷却分布以减少消融探针附近的总体组织收缩的方法。
在本发明的另一个方面，提供了冷却剂控制的用途，以允许在天然腔中使用天线以保留该腔。
一方面中的特征可以以任何适当的组合应用为任何其他方面中的特征。例如，系统特征可以被提供为方法15的特征，或者反之亦然。
附图说明
本发明的各实施例现在通过非限制性示例描述，并在以下附图中示出，其中：
图1A是微波系统的示意图；
图1B是同轴电缆/传输线构造/组件的图示；
图2A是根据一个实施例的微波治疗系统的图示；
图2B是图1的微波治疗系统的详细剖视图；
图3是由包含在冷却剂腔内的简单单极天线产生的电磁比吸收率(SAR)图案的典型形状的图示；
图4是根据一实施例的使用图1的微波系统的简单单极天线在低流率下理论上产生的组织坏死的图示；
图5是使用图1的微波治疗系统理论上产生的组织坏死的图示，该微波治疗系统包括具有从高到低的调制流率的冷却系统；
图6是使用图1的微波治疗系统理论上产生的组织坏死的图示，该微波治疗系统包括具有从低到高的调制流率的冷却系统；
图7是使用图1的微波治疗系统理论上产生的组织坏死的图示，该微波治疗系统包括具有从低到高的调制流率和反向流动方向的冷却系统；
图8是使用微波治疗系统理论上产生的组织坏死的图示，该微波治疗系统包括具有从低到高的优化的调制流率和反向流动方向的冷却系统；
图9包括各治疗分布的示意图9(a)至9(e)，各治疗分布包括高流率和低流率的各种组合以及各种持续时间；
图10是使用图1的微波治疗系统理论上产生的组织坏死的图示，该微波治疗系统包括用于产生特定消融形状的具有增加的调制流率的反向冷却系统；
图11是使用微波治疗系统的样本在低功率和高冷却剂流率下产生的离体牛肝组织消融的照片；
图12是使用微波治疗系统的样本在高功率和高冷却剂流率下产生的离体牛肝组织消融的照片；
图13是使用微波治疗系统的样本在低功率和低冷却剂流率下产生的离体牛肝组织消融的照片。
具体实施方式
图1A示出了用于治疗组织的整体标记为200的微波系统。微波系统200包括用于提供微波能量的微波发生器211、诸如同轴电缆的柔性互连微波电缆212、手柄或手持件213、以及微波天线装置214。微波发生器211包括控制器215，控制器215被配置为选择提供给电缆装置的微波能量的频率和/或提供给电缆装置的微波能量的功率。
图1B是同轴电缆的横截面示意图，该同轴电缆可用作图1A的系统中的柔性互连微波电缆212。同轴电缆也可以称为传输线。图1B所示的典型传输线(同轴电缆)的结构包括柔性同轴传输线(同轴电缆)，该柔性同轴传输线包括与柔性圆柱形外部导体217同轴的柔性中心导体216。绝缘材料218基本上填充中心导体216和外部导体217之间的空间。绝缘材料218也可称为介电材料。绝缘材料218用于将中心导体216和外部导体217保持在适当位置并且用于将各导体彼此电绝缘。
外部导体217可以被称为主要的外部导体。主要的外部导体217可被增加第二柔性导电套或编织物(未示出)，第二柔性导电套或编织物可以定位在主要的外部导体217外部。
进而，外部导体217或第二柔性导电套或编织物可在其长度上由柔性护套219涂覆。柔性护套219可由惰性防渗、低摩擦材料制成，例如FEP(氟化乙烯丙烯)。一种合适类型的同轴传输线由HUBER+SUHNER(瑞士)制造(参考型号SUCOFORM_43_FEP_MED)，其外部的FEP护套标称直径为1.09mm，电介质直径为0.84，柔性中心导体直径为0.31mm。
在其它实施例中，可以使用其它同轴传输线，例如具有不同尺寸和/或由不同材料形成的同轴传输线。在一些实施例中，同轴电缆可以是半刚性或刚性的。
图2A中示出了微波消融天线1的示意图。微波消融天线1由同轴电缆6形成，例如由如上参照图1B所述的同轴电缆形成。天线可以这样形成，例如，可以通过切割同轴电缆6的外部导体从而暴露同轴电缆的内部导体的一部分以形成单极天线。在同轴电缆6的外部导体的远端，单极天线可以被认为从2处开始。单极天线也可以被称为辐射元件。
在使用中，微波消融天线1耦合到微波发生器211(图2A中未示出)。单极天线放置在患者的组织附近或接触患者的组织。微波发生器211产生微波能量并向微波消融天线1供给微波能量。所供应的微波能量中的至少一些从单极天线辐射到患者的组织中。
在图2A所示的场景中，单极天线被放置在要通过微波消融治疗的肿瘤3内。微波能量治疗肿瘤3以及位于肿瘤3周围的健康组织5中的边缘4。
图2B是根据一实施例的微波消融天线的截面图。具有冷却剂和电缆接口的天线的示例性实施例的细节在图2B中示出，其中同轴电缆包含在腔11、12内，从而允许流动冷却剂14返回为15。腔11、12和同轴电缆定位在可选的轴13内，该轴13被构造成插入病变组织16中。微波消融天线的单极天线由同轴电缆的内部导体7形成，该同轴电缆包括同轴部件：内部导体7、电介质8、外部导体9、外护套10。微波消融天线1不限于单极设计，可以是但不限于缝隙、偶极或三轴天线类型。
在图2B的实施例中，单极天线通过修剪同轴电缆的外部导体9和外护套10而形成。电介质8被保持沿着暴露的内部导体7的至少一部分。
第一腔11围绕同轴电缆和暴露的单极天线的一部分。第一腔形成围绕所述同轴电缆和所述暴露的单极天线的一部分的同心圆柱体。第一腔可被称为一内腔。第一腔限定用于冷却剂流动的第一冷却通道14。
第二腔12形成围绕第一腔11的另一同心圆柱体。第二腔12限定用于冷却剂流动的第二冷却通道15。第二冷却通道15与第一冷却通道14同心并且位于第一冷却通道的外侧。
第一腔11和第二腔12一起形成冷却结构。在本实施例中，通过冷却结构的冷却剂流冷却单极天线和同轴电缆。所述轴提供用于天线和冷却结构的壳体。
可以通过使用泵(未示出)，例如蠕动泵，来实现冷却介质的流动。
蠕动泵可以是从对泵参数具有最小控制的基础泵到具有高精度和更大控制的高级泵。流率(冷却介质的速度)可在装置上手动控制。例如，Watson-Marlow的qdos系列可以提供0.1ml/min到2000ml/min的流率。
或者，使用具有控制技术的泵，例如Cole Parmer的Masterflex，可以使用计算机、笔记本电脑、平板电脑或电话来实时控制泵参数，包括速度、流率(0.0006～3400mL/min)和分配量。来自微波发生器的通信可以通过模拟或数字(PWM、SPI、USB、串行)或PLC远程控制、SCADA或Profibus网络控制来实现。在一些实施例中，低速率可以是例如0.1～100ml/min、10～110ml/min、15～200ml/min、20～400ml/min或30～500ml/min。
在本实施例中，从泵向外流入天线的冷却剂流过第一腔11内的第一冷却通道14，返回到泵的冷却剂流过第二腔12内(和第一腔11外)的第二冷却通道15。第一冷却通道14和第二冷却通道15在通道14、15的远离泵的(并且由单极天线定位的)端部处流体连通。
在其它实施例中，泵将冷却剂泵送到第一冷却通道15中，并且冷却剂通过第二冷却通道14返回到泵。
在本实施例中，控制器115控制泵的运转，从而控制冷却剂的流动方向和冷却剂的流率。在其它实施例中，任何合适的一个或多个控制器可控制冷却剂的流动方向和/或流率和/或流动路径。
典型的单极天线的示例在图3中给出作为参考，其已经使用3D仿真模型进行了模拟。在此，仿真模型是HFSS(Ansoft Corp)，其是基于有限元法(FEM)的全波电磁解算器。可以使用任何适当的模拟方法来模拟各实施例的天线。模拟可以允许计算耦合效率和比吸收率(SAR)的预测响应。SAR是当暴露于射频(RF)电磁场时能量被人体吸收的速率的量度。
在图3的示例中，单极天线未被冷却。HFSS用于计算单极天线的SAR截面。SAR截面预测将能量递送到组织中的性能，所述组织可以是病变组织。在图3中，单极天线将能量传递到区域20中，区域20表现为SAR截面图的暗区域。
作为参考，圆21示出了单极天线所传递的辐射可能想要的目标形状。可能想要单极天线所传递的辐射是球形的。相反，在图3所示的示例中，传递辐射的区域20是具有尾部22的泪液状(泪滴形)区域。
沿着同轴电缆延伸的泪液状特征22是不想要的特征。SAR图23的图例可用于显示SAR水平，其中1x103 W/kg是本模拟中的最大值。
当考虑消融时，考虑组织是否已经达到用于执行消融的温度阈值是有益的；SAR图不能报告温度信息。
在各实施例的模拟性能中是坏死组织图，例如图4，其中天线1和坏死组织区域31的示意性侧视图表示使用Comsol(COMSOL AB，瑞典)建模软件计算，所述Comsol(COMSOLAB，瑞典)建模软件是有限元法(FEM)解算器。坏死因子32表示治疗过的组织相比于未治疗过的组织。图4示出了使用由具有低的、恒定的流率的冷却剂冷却的简单的单极天线获得的坏死区域31。在10分钟的治疗时间内保持流动。坏死区域31具有可被认为是不想要的泪液状形状。
一示出冷却剂高流率的影响的实施例在图5中示出。图5示出了冷却系统的理论坏死，该冷却系统具有从高流率调制到低流率的流率。冷却剂被泵送到内部的护套端口中进入内腔11中。冷却剂然后通过外腔12返回。该实施例可以被认为具有热的外部。
保持与V＝1.78m/s的流速相对应的110ml/min的流率8分钟(治疗时间的80％)。
图5中的左图示出了在前8分钟结束时获得的坏死组织40的区域，其中坏死组织的球形形状由40示出，并且未治疗区域41围绕照射器组件1。用于前8分钟的冷却剂的高流率导致天线周围的未治疗区域41，因为该区域被冷却到对于实现坏死而言过低的温度。
随着8分钟后流率从110ml/min改变到12.3ml/min(V＝0.2m/s)，区域43开始沿着所述轴延伸，球形形状42得到改善。这样的实施例可以使用混合冷却分布来实现想要的坏死区域。该方法还可有利于减少由于治疗期间收缩而导致的天线探针周围的组织的压缩(这会使得难以抽出探针，从而导致天线受损)。
使用两个或更多个冷却剂流率来控制辐射天线元件的冷却程度可以提供一种控制所治疗组织体积的有效方法。该方法可以是灵活的。在一些情况下，可以通过控制流率而不改变所使用的装置来实现不同形状的治疗。可以制造紧凑的天线。可以避免添加诸如平衡不平衡变换器或扼流圈之类的可能增加制造过程复杂性的特征。
图6示出了在另一实施例中的理论坏死。图6中的调制流率的另一实施例使用12.3mL/min的较慢初始流率(V＝0.2m/s)持续2分钟，流率增加到110mL/min(V＝1.78m/s)持续8分钟，以在10分钟的相同时间内完成消融。图6的左图示出了在最初2分钟内实现的初始泪液状坏死区域51。图6的右图示出了在接下来的8分钟内获得圆形形状52，在区域53中没有泪液状特征。
图6所示的实施例将冷却剂泵入内腔11并使冷却剂通过外腔12返回。
图7示出了在另一实施例中的理论坏死。图7的实施例具有参考图2B所示的流动和返回的反向冷却剂腔构造。冷却剂通过外部的护套端口(入口)泵入外腔12，并通过内腔11返回。图7中示出了更明显的未治疗区域61，其最初使用12.3mL/min的相同流率(在这种情况下，其对应于V＝0.57m/s的流率)和2分钟的持续时间(图7的左图)，然后使用110ml/min的流率(V＝5.12m/s)持续8分钟(图7的右图)。如果在图6中使用的顺序沿着该反向流动方向继续，未治疗区域63与已治疗区域62一起生长。已发现，保持与图6的内部的护套端口实施例相同的流率导致具有更多无效区的消融，这表明在这种情况下流率太高。
图8示出了另一实施例的理论坏死。为了将流率分布优化为想要的坏死的圆形形状，使用图8所示的实施例，其保持图7的实施例的反向流动方向。在前2分钟使用8ml/min的流率(V＝0.37m/s)(图8的左图)，然后在接下来的8分钟中使用30ml/min的流率(V＝1.4m/s)(图8的右图)。尽管已治疗区域70的形状的特征在于以8mL/min的较低流率流动2分钟后的泪液状71，但是随后当将流率增加到30mL/min持续8分钟时，所得到的形状72是想要的圆形形状。与图6中的52相比，实现了类似的球形消融区域72，但流率低得多，在区域73中没有明显的泪液状特征。使用外部的护套端口降低流率。
各种流动分布可被认为是各实施例的进一步示例(诸如图9所示的那些)。针对一系列的调制情况，绘制了流率(Y轴)相对于时间(X轴)的图。
在图9(a)中，低初始流率持续短时间81作为整体的一部分，随后是高流率持续长时间82。图9(a)的相反情况在图9(b)中给出，其中，高初始流率持续长时间83，随后低流率在该手术结束时持续短时间84。
具有更复杂的顺序的实施例的进一步示例在例如图9(c)中示出，其中高流率的主要持续时间86在低流率的短持续时间85之后并且在低流率的短持续时间87之前。顺序的重复在图9(d)中示出，其中低流率和短持续时间85与高流率的中等持续时间88相结合。图9(e)示出了被低流率的短持续时间85中断的高流率的中等持续时间88。该流动分布可以是算法的一部分，该算法基于流动的控制和传输到天线的功率的控制以及可选的天线温度监控来建立所选择的消融区域。
在其它实施例中，治疗周期可以被划分成任何合适数量的流动周期。在一些实施例中，控制器指示泵为每个流动周期提供不同的恒定流率。在一些实施例中，控制器指示泵为每个流动周期提供不同的可变流率。例如，低、且增加的流率的周期之后可以是高、且增加的流率的周期。在一些实施例中，对于治疗周期的至少一部分，流率可以是零或接近零。
调制流率、冷却腔几何形状和流动方向的组合提供了允许微波天线系统变形的变量，其可以不仅仅限于实现圆形或球形消融区域的单个目标。
在一些情况下，病变组织和/或相邻健康组织的解剖结构可能需要其他消融体积。在时间紧迫的环境中可以使用较短的治疗持续时间。
图10中给出了不是完全圆形的影响坏死区的流率的示例。冷却剂通过外部的护套端口泵入外腔12，并通过内腔11返回。4.3ml/min的初始流率(V＝0.2m/s)持续第一分钟(图10的左图)。如图10的左图所示，在第一分钟内以低流率形成远离主坏死区111延伸的细长泪液样112。随后，想要使用中等流率(38.2ml/min，V＝1.78m/s)持续治疗的剩余部分(在这种情况下，剩余的9分钟)。中等流率的结果示于图10的右图中。中等流率形成较大的体积113，其保留在该过程中较早形成的延伸部114。在一些情况下，这可有利于完全消融初始插入管道，以防止在撤回照射器时未治疗组织的肿瘤接种。
通常，不同形状的消融可通过调制时间分配(例如10％/90％或20％/80％或任何其它比率)和/或通过调制流率(较低/较高)和/或通过改变冷却通道的直径来实现。
影响离体牛肝脏中的消融区域的流动的示例示于图11至图13。图5中使用的实施例(其中最初长时间使用高流率)示出在图11中的离体组织中，其中主坏死区域90被未治疗区域91中断，冷却腔在未治疗区域91中进入主治疗区域。在发生器处设置70W功率以进行消融，并以110mL/min的流率工作5分钟。线性刻度110用于示出变形的幅度。图11中从顶部开始的对角线是热电偶的管道，而不是本实施例的特征。
以比图11所示的实施例更高的功率工作，图12示出了由100W的功率产生并以110mL/min的流率工作5分钟的消融区96的两个半部。泪液状特征97变得稍微更明显，然而与图3中的泪液状特征22相比显然没那么明显。
为了在没有未治疗区域91的情况下形成更典型的消融截面，在图11的实施例中使用的功率和持续时间被调制到12mL/min的降低的流率，如图13所示。虽然在图13中主要的泪液状消融形状100是明显的，但是未治疗区域91溶解为已经消融了管道的区域101。本文的方法可以被优化以产生更接近理论预测的想要的消融区域。
在上述各实施例中，各腔是围绕同轴电缆的同心圆柱体。在另外的实施例中，可以使用不同的腔构造。在一些实施例中，多个单独的腔布置在天线周围，例如形成围绕圆周的多个腔的环。控制器可控制冷却剂通过多个腔的流动以提供不对称的冷却效果。例如，控制器可以在一些腔中使用比在其它腔中更高的流率，从而在一些腔中提供比在其它腔中更多的冷却。天线的一侧可以比另一侧冷却得更多。
控制器可以改变冷却剂流过的路径，例如发送冷却剂通过不同的腔。控制器可以单独地改变不同的腔中的流率。在一些情况下，通过冷却结构的总流率可以是恒定的，但是通过各个腔的流率可以改变。
不同的几何形状(例如，不同的腔直径)可导致相同流率的冷却剂的不同流速。
在一些情况下，可以产生不对称的治疗区。不对称的治疗区可以允许避免敏感组织。
在一些情况下，可以使用不对称冷却来获得对称的治疗区。例如，治疗区可以包括不同的组织类型，并且不同程度的加热可以用于不同的组织类型。
在上述各实施例中，控制冷却剂流率，同时将供应给天线的功率保持恒定。在其它实施例中，控制器115被配置成在治疗期间改变供应给天线的功率。所供应的功率的变化也可影响由天线提供的治疗区的形状。
在一些实施例中，该装置还包括至少一个温度传感器。所述至少一个温度传感器被配置为测量待加热组织中或附近的温度。在一实施例中，温度传感器沿着天线轴13的长度放置并且用于监测温度。来自温度传感器的信号被发送到控制器115(或者，在其它实施例中，发送到任何合适的一个或多个控制器)。控制器115根据来自温度传感器的信号控制冷却剂的流率和/或流动方向。控制器115还可以根据来自温度传感器的信号来控制天线的功率。使用温度传感器可以允许获取关于天线在真实组织中的加热效果(可能是不均匀的)的信息。
在一些实施例中，控制器可改变被引入冷却腔中的冷却剂的温度。
以上参考单极天线描述了各实施例。在其它实施例中，可为任何合适的天线(例如，缝隙、单极、偶极或三轴天线)提供与上述冷却系统和方法类似的冷却系统和方法。可以使用任何合适的腔构造。通过至少一个腔的流率可用于提供想要的治疗区的形状。
参考消融和组织坏死描述了上述各实施例。在其它实施例中，天线不执行消融。天线可以执行任何想要的组织加热的过程。例如，天线可提供比用于消融过程的升温更温和的升温。更温和的升温可用于热疗。在一些情况下，用于表面照射的温度可以低于用于渗透照射的温度。
是否进行消融或高温治疗可取决于能量剂量(energy dose)。更密集的能量剂量可导致将组织加热到更热的温度和/或更快地加热组织。在一些情况下，想要的加热结果可能是细胞死亡。在一些情况下，想要的加热结果可能是所谓的热反应，其可以不包括细胞死亡。可以选择参数(例如，天线的参数和/或供应给天线的能量的参数)以便获得想要的加热结果。
各实施例可用于涉及人或动物组织的微波消融或加热(例如，热疗)的任何适当过程。微波消融或加热可以在任何人类或动物对象上进行。
在一些实施例中，经由导管或套管针将天线引入患者或其他对象的身体中。在这样的实施例中，同轴电缆的直径可以使得天线能够装配到所使用的导管或套管针中。例如，不同的导管尺寸可用于进入身体不同部分的导管。同轴电缆的直径可以适合于身体部分的直径，通过导管将同轴电缆插入身体部分。导管可将天线递送到与患者或对象内的组织相邻的位置，例如与肝脏、心脏、胰腺或其他器官相邻的位置。
应当理解，以上纯粹只是通过示例的方式描述了本发明，可以在本发明的范围内对细节进行修改。说明书中公开的每个特征以及(在适当的情况下)权利要求书和附图可以独立地或以任何适当的组合提供。
Claims (33)
1.一种微波天线装置，包括：
辐射元件，所述辐射元件被配置为执行治疗，所述治疗包括使用从所述辐射元件发射的微波辐射加热一体积的组织；
冷却结构，所述冷却结构布置成在所述治疗期间使冷却剂流动通过所述冷却结构的至少一个腔；以及
控制器，所述控制器被配置为控制所述冷却剂的流动，以便在所述治疗的第一周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的第一流率，并且在所述治疗的后面的第二周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的不同的第二流率。
2.根据权利要求1所述的装置，其中，所述控制器被配置成控制所述冷却剂的流动，从而使在所述治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
3.根据权利要求1或权利要求2所述的装置，其中，所述控制器被配置成控制所述冷却剂的流动，以便在所述组织中形成a)至d)中的至少一个：
a)球形治疗区；
b)混合球形泪液状治疗区；
c)部分泪液状治疗区；
d)部分球形治疗区。
4.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述控制器被配置为控制所述冷却剂的流动，使得所述第一周期的所述第一流率高于所述第二周期的所述第二流率。
5.根据权利要求1至3中任一项所述的装置，其中，所述控制器被配置为控制所述冷却剂的流动，使得所述第一周期的所述第一流率低于所述第二周期的所述第二流率。
6.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述第一周期长于所述第二周期。
7.根据权利要求1至5中任一项所述的装置，其中，所述第二周期长于所述第一周期。
8.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述控制器被配置为在所述治疗期间随时间连续地改变所述流率。
9.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述控制器还被配置为在所述治疗期间改变从所述辐射元件发射的所述辐射的功率。
10.根据权利要求9所述的装置，其中，所述控制器被配置成控制所述辐射的所述功率，从而使在所述治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
11.根据任一前述权利要求所述的装置，其中所述冷却结构包括位于所述辐射元件径向近侧的至少一个内腔和位于所述辐射元件径向远侧的至少一个外腔。
12.根据权利要求11所述的装置，其中，所述控制器被配置为控制所述冷却剂的流动，使得所述冷却剂流入所述至少一个内腔并通过所述至少一个外腔返回。
13.根据权利要求11所述的装置，其中，所述控制器被配置为控制所述冷却剂的流动，使得所述冷却剂流入所述至少一个外腔并通过所述至少一个内腔返回。
14.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述冷却结构包括围绕所述辐射元件周向布置的多个腔。
15.根据权利要求11至14中任一项所述的装置，其中，所述控制器被配置成选择所述冷却剂流入和流出所通过的多个腔，从而使在所述治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
16.根据权利要求11至15中任一项所述的装置，其中，选择至少一个腔的至少一个直径，从而使在所述治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
17.根据权利要求2至16中任一项所述的装置，其中，控制被加热的所述体积的组织的形状以减少或消除解剖结构的加热，可选地，其中所述解剖结构包括至少一个天然腔。
18.根据权利要求2至17中任一项所述的装置，其中，控制被加热的所述体积的组织的形状以减少所述辐射元件附近的组织收缩。
19.根据任一前述权利要求所述的装置，还包括至少一个温度传感器，所述至少一个温度传感器被配置为监测待加热的所述体积的组织内的温度。
20.根据权利要求19所述的装置，其中，所述控制器被配置成根据来自所述至少一个温度传感器的信号来控制所述冷却剂的流动，其中所述信号代表所监测的温度。
21.根据权利要求20所述的装置，其中，所述控制器还被配置为根据来自所述至少一个温度传感器的所述信号来控制以下至少一个：供应到所述辐射元件的功率、冷却剂流动方向、冷却剂流动路径。
22.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述辐射元件由同轴电缆形成。
23.根据任一前述权利要求的装置，其中，所述辐射元件包括缝隙天线、单极天线、偶极天线、三轴天线中的至少一个。
24.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述冷却剂包括气体冷却剂、液体冷却剂、空气、盐水中的至少一种。
25.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述装置被配置为执行组织的微波消融和/或组织热疗。
26.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述冷却剂流动通过所述冷却结构的所述至少一个腔是为了冷却所述辐射元件和/或冷却向所述辐射元件供电的电缆。
27.根据任一前述权利要求所述的装置，其中，所述辐射元件和所述冷却结构容纳在一共同的壳体内。
28.一种微波系统，包括：
微波发生器；
微波电缆装置，所述微波电缆装置包括同轴电缆，其中所述同轴电缆的内部导体的暴露的远端部分比所述同轴电缆的外部导体长，所述暴露的远端部分形成辐射元件，其中所述辐射元件被配置为执行治疗，所述治疗包括使用从所述辐射元件发射的微波辐射加热一体积的组织；
冷却结构，所述冷却结构布置成在所述治疗期间使冷却剂流动通过所述冷却结构的至少一个腔；以及
控制器，所述控制器被配置为控制所述冷却剂的流动，以便在所述治疗的第一周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的第一流率，并且在所述治疗的后面的第二周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的不同的第二流率。
29.一种方法，包括：
执行治疗，所述治疗包括使用从所述辐射元件发射的微波辐射加热一体积的组织；
在所述治疗期间，使冷却剂流动通过冷却结构的至少一个腔；以及
控制所述冷却剂的流动，以便在所述治疗的第一周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的第一流率，并且在所述治疗的后面的第二周期提供通过所述至少一个腔的冷却剂的不同的第二流率。
30.根据权利要求29所述的方法，其中，所述控制器被配置成控制所述冷却剂的流动，从而使在所述治疗期间被所述辐射元件加热的所述体积的组织成形。
31.一种方法，包括：
接收用于微波辐射的发射的辐射元件和包括至少一个腔的冷却结构的参数；
接收待被来自所述辐射元件的微波辐射的发射加热的想要的体积的组织；以及
确定将通过所述至少一个腔提供的冷却剂的第一流率和冷却剂的第二流率，以使通过所述辐射元件的微波辐射的发射而加热的一体积的组织成形，以匹配所述想要的体积的组织，其中所述确定取决于所述辐射元件和所述冷却结构的所述参数。
32.根据权利要求31所述的方法，还包括确定a)至e)中的至少一个：-
a)冷却剂流动通过所述至少一个腔的方向；
b)冷却剂流动路径；
c)提供给所述辐射元件的功率；
d)输送第一流率的周期；
e)输送第二流率的周期。
33.根据权利要求31或32所述的方法，其中，所述确定还取决于对被所述辐射元件加热的组织的至少一个温度测量。
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