CN1688362A

CN1688362A - 深层肿块高温治疗用的单极相控阵列加热装置

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Publication number: CN1688362A
Application number: CNA038242818A
Authority: CN
Inventors: 艾伦·J·芳恩; 约翰·蒙; 丹尼斯·史密斯
Original assignee: Celsion Corp
Current assignee: Imunon Inc
Priority date: 2002-09-03
Filing date: 2003-08-29
Publication date: 2005-10-26
Anticipated expiration: 2023-08-29
Also published as: AU2003262948A1; WO2004022159A1; ATE485865T1; CN100475288C; JP4309348B2; HK1080018B; MXPA05002461A; CA2497532C; EP1549396A1; US6807446B2; US20040044385A1; JP2005537109A; CA2497532A1; HK1080018A1; EP1549396B1; DE60334714D1

Abstract

一种单极相控阵列高温治疗加热装置，发射射频能量，该射频能量使患者体内目标区域的温度升高。所述加热装置包括：多个发送电场辐射的单极元件；金属波导，它带有反射射频的接地平面，接地平面上有多个用以安装单极元件的圆形小孔，并且所述金属波导形成用以容纳待治疗患者身体的窗口；波形发生器，该发送器通过相应的相位及功率计权网络向每个单极辐射元件提供电场源；至少一个电场探头，所述电场探头位于患者身体表面上，以检测来自各单极元件的电场；以及控制电路，该控制电路接受来自电场探头的反馈信号，调节输送给各个单极元件的相位及功率，以在患者身体表面上形成一个或多个自适应零电场区域，并在患者体内待进行高温治疗的目标组织处形成聚焦电场。

Description

深层肿块高温治疗用的单极相控阵列加热装置

技术领域

一般地说，本发明涉及一种单极相控阵高温治疗加热装置，这种加热装置用于对患者体内的癌、前期癌或良性肿块，或是诸如关节组织及含有人类免疫缺损病毒(HIV)组织类的感染或病变组织进行深层加热。

背景技术

对人体深层器官进行高温治疗的最大难题是既要对深层器官进行充分加热而又不能烧伤皮肤。美国专利No.5,251,645；5,441,532；5,540,737；5,810,888描述了对深层肿块部位施加自适应聚焦电磁能量射束的方法，本文将这些专利内容引为参考。

美国专利No.5,251,645描述了一种自适应射频高温治疗相控阵列装置。这种装置利用来自无创伤的电场传感器测量的反馈信号，将健康组织的加热温度调零，或者降低到所要求的温度范围，从而将阵列辐射的能量聚焦到肿块上。美国专利No.5,441,532描述了一种单极相控阵列加热器件，该器件采用射频或微波聚焦能量，对深层肿块进行加热，同时还利用自适应调零技术，使过热点的发生率降低到最小。美国专利No.5,540,737描述了一种设在受压乳房相对两侧，用以对深层乳房肿块进行加热的自适应单极微波相控阵列。美国专利No.5,810,888描述了一种自适应单极相控阵列器件，该器件通过自适应加热，藉以激发热敏脂质体释放药物，以将目的药物递送到肿块上。

对深层组织进行加热的结果可能使表层组织烧伤。怎样对深层的肿块进行加热而同时又不烧伤表层组织，这是一个特别具有挑战性的课题。需要进行加热的肿块包括下列器官中的肿块：肝、肺、胰、卵巢、直肠、前列腺、乳房及胃。另外，由于深层肿块常常是晚期的，而且尺寸较大，因此，通常还需要进行区域性加热。本专业公知的是，以射频(RF)能量对深层肿块进行约43℃到46℃的高温疗法，通常还和放射疗法或化学疗法复合进行，以取得综合效果。如美国专利No.5,810,888所述，也可以采用自适应相控阵列高温疗法，通过热敏脂质体将药物递送到被选定的组织上，这种脂质体是一种携带有药物的脂质小泡，该小泡可在39℃到45℃温度范围内释放出药物。这种受让人的方法可以用来与近期研制的温度敏感脂质体配方，以及诸如阿霉素等化疗药剂一起使用，比如2001.3.13授予Needham的美国专利No.6,200,598“Temperature Sensitive LiposomalFormulation”所述，其中，药物的释放温度约为39℃到45℃。在约43℃-约50℃的温度范围内，可使癌性组织直接被杀死。具体地说，在43℃-45℃温度区域里细胞会逐渐凋亡，而在45℃温度到50℃(或更高)温度区域内细胞会坏死(Gerhard et al.，“Short Term Hyperthermia：In VitroSurvival of Different Human Cell Liher After Short Exposure toExtreme Temperatures”，Cancer therapy by Hyperthermia andRadiation，Streffer C，editor，Baltimore-Munich：Urban &Schwarzenberg，pp.201-203，1978；Harmon et al.，“Cell Death Inducedin a Murine Mastocytoma by 42℃-47℃Heating in vitro：Evidencethat the Form of Death Changes From Apoptosis to Necrosis Above aCritical Heat Load”，Int J Radiat Biol vol.58，pp.854-858，1990)。由于必须在43℃＝50℃的温度区域里才能将组织细胞直接杀死，因此，在对肿块组织进行加热的情况下怎样避免烧伤表层组织，仍然是一个需要解决的难题。

对深层肿块的加热，通常是建议以一个大直径(为人体直径的约1.5倍到3倍)的环形阵列，在约50-300兆赫的射频频率下进行高温治疗。1973年Von Hippel首先用一个环形相控阵列对深层肿块进行加热(von Hippelet al.，Dielectric Analysis of Bio-Materials，MassachusettsInstitute of Technology，Laboratory for Insulation Research，Technical Report 13，pp.16-19，AD-769-843)。这种相控阵列由四个带有耦合块的波导管组成。Turner在美国专利No.4,589,423中，以及Turner，P.F.，Schaefermeyer，T.，以及Saxton，T.的文章(Future Trends inHeating Technology of Deep-Seated Tumors，RecentResults in CancerResearc，vol.107，pp.249-262，1988)中描述了一种用于对深层肿块进行加热的双极环形相控阵列的概念。

以一个大直径的高温治疗阵列对患者进行治疗时，若不用波导管将电场封闭起来，就必须用一个大型的水团(water bolus)将射频能量耦合到患者体内。将这种大块的水团放在人体上，必将使得患者不舒服。为了防止杂散辐射，通常必须以一个金属屏蔽室将高温治疗设备屏蔽起来。如果没有金属波导管的屏蔽，高温治疗阵列的杂散射频能量就有可能沿着患者的纵轴方向辐射出来，会使人感到不适，或者引起安全方面的问题。因此，如果没有金属波导管的封闭，就可能需要设置一个金属屏蔽室，以便防止杂散射频能量对系统中其它电子设备的干扰。

发明内容

本发明的单极相控阵列高温治疗装置解决了上述问题。所述单极相控阵高温治疗的加热装置发射射频能量，这种射频能量用于使患者体内的目标区域提高温度。所述加热装置包括：多个用于发送电场辐射的单极元件；金属波导，该金属波导有一个反射射频的接地平面，该接地平面上有许多用于安装单极元件的园形小孔；波形发生器，该波形发送器通过相应的相位及功率计权网络向每个单极辐射元件提供电场源；至少一个电场探头，这种电场探头位于患者身体表面上，用以检测来自许多单极元件的电场；以及控制回路，该控制回路用于接受来自电场探头的反馈信号，以调节输送给各个单极元件的相位及功率，调节的目的是在患者身体表面上形成一个或多个自适应零电场区域，并在患者体内待进行高温治疗的目标组织处形成聚焦电场。

一个自适应热动力射频单极相控阵列天线加热装置围绕在目标人体周围，并向体内组织提供侵害性最小的热量，而将其加热到约39℃-50℃的温度范围内。这种加热装置可以单独用于进行加热治疗，或是也可以用来激活热敏的脂质体，并首选向体内深层区域释放药物；或是也可以与放射疗法、化学疗法、药物或基因疗法一起使用。单极相控阵列的使用，使得可以对人体深层的大块组织进行聚焦加热而又不使患者感到不舒服。当这种加热装置在自适应相控阵列模式下运行时，递送给相控阵列天线元件的功率及相位都由计算机根据布置在患者身上的无创伤电场及温度传感器(如布置在患者皮肤上或待治疗的组织区域内)测量到的反馈信号进行计算控制，并通过一个移相器及功率放大器网络来调节递送给每一个单极元件的相位及功率，以在患者皮肤表面上形成一个或多个零电场区域，同时又将能量聚集到待处理的深层组织区域内，以将该深层组织区域加热到39℃-46℃的范围内。利用自适应相控阵列的快加速梯度搜索算法，可以控制所形成的患者皮肤上的零电场区域以及待治疗组织区域内聚焦点的大小。这种算法对递送给每个单极元件的相位及功率进行调节。授予Fenn的美国专利No.5,810,888中描述了一种用于加热深层肿块的单极阵列加热装置，以及所用自适应调零及聚焦快加速梯度搜索算法。该加热装置及算法可以作为一个起点。

从理论上说，自适应单极相控阵列高温治疗系统有能力对多种深层肿块(恶性的和良性的)进行临床治疗，这些深层肿块包括比如发生在前列腺、肝、直肠、结肠、宫颈、胰、胃、膀胱、肺，以及人体内其它深层组织部位。这种高温治疗系统可以通过对组织进行加热而用于将目标组织附近的循环血流中的热敏脂质体中携带的药物释放递送到目标组织中。该高温治疗系统还可以配合目标放射高温疗法，用以增强化学疗法、药物疗法及基因疗法的效果。

与光动力疗法(Shum et al.，Phototriggering of Liposomal DrugDelivery System，Advanced Drug Delivery Review，2001，vol.53，pp.273-284)不同的是，光动力疗法以激光来激发药物或被脂质体包覆的药物，而深层加热疗法可以用无创伤的自适应相控阵列高温治疗系统来激发热敏脂质体，使药物集中到肿块内部，并给药物赋能。本文所用“热动力”一词是指热能和其它能量形式之间的物理学关系。因此，可将本文所述的疗法称为自适应相控阵列(APA)热动力疗法(TDT)。

附图说明

图1为充水的单极环形阵列加热装置的示意图；

图2所示为本发明一种实施例的高温治疗系统，其中每个单极阵列元件都由射频移相器件及功率放大器件实行自适应的驱动；

图3所示为本发明一种实施例的单极元件；

图4为本发明一种实施例单极相控阵列加热装置的示意图；

图5为近似呈椭圆之水团的示意图；

图6为带患者支承装置的单极相控加热装置的示意图；

图7为带织物材料支承装置的单极相控加热装置的示意图，该织物材料的支承装置悬挂在两个支承构件之间；

图8所示为本发明另一实施例的刚性支承装置，该支承装置分成两段以留出治疗窗口；

图9所示为本发明又一实施例的织物材料支承装置，该支承装置分成两段以留出治疗窗口；

图10所示为本发明再一实施例的织物材料支承装置，该支承装置不带孔隙；

图11为单极相控阵列加热装置的侧视图；

图12所示为另一实施例中的患者支承装置，该支承装置周围围绕着空气隙；

图13所示为加热装置腔室内的单极相控阵列的位置分布；

图14以示意的方式示出治疗过程中根据电场及温度传感器的实时反馈信号控制电场及温度的情况；

图15为单极相控阵列加热装置以盐水为均质仿真肌肉模型的示意图，所述仿真肌肉周围是脂肪层；

图16为图15所示单极相控阵列的侧视图；

图17为图15所示高温治疗加热装置及盐水仿真模型的侧视图；

图18所示为SAR的计算值沿仿真模型椭圆形截面长轴的分布情况；

图19所示为SAR的计算值沿仿真模型椭圆形截面短轴的分布情况；

图20所示为SAR的计算值沿着仿真模型纵轴的分布情况；

图21所示为本发明另一个实施例，该实施例包括两个单极相控阵列加热装置，这两个加热装置之间间隔一定距离；

图22为本发明另一个施例单极相控阵列加热装置的示意图。

具体实施方式

本发明的单极相控阵列高温治疗加热装置及系统克服了现有技术深层加热系统存在的缺点。图1表示本发明一种实施例的充水的单极环形阵列高温治疗加热装置100。这种优选的加热装置100包括8个单极天线元件104，这些天线元件104安装在金属波导管的腔室150中。按照本优选实施例，加热装置100的辐射频率约为90兆赫-110兆赫之间。将金属波导管腔室150设计成使安装在里面的单极天线元件形成一个环形阵列，该环形阵列围绕在治疗窗口300周围。按照一种优选实施例，所述环形阵列是直径可达约90厘米的圆环形阵列，更优选的直径为约50-70厘米。由底面金属平板125及顶面金属平板130所确定金属波导管腔室150的上下两面，这两个金属平板125、130的中央各带有一个椭圆形窗口。该加热装置还包括实质刚性的椭圆形聚丙烯塑料管200，它的用途为将水保持在金属波导管腔室150中。患者治疗窗口300位于单极天线环形阵列的中央区域。

各单极天线元件104彼此相互平行，并与金属波导管腔室150的园柱形背壁140保持固定的距离。例如，可将单极元件104排列成环形，并与后面的接地放射面保持约6到10厘米的距离。在图2中，各个单极阵列元件分别由射频移相器80(φ₁，φ₂，φ₃，……φ₈)及功率放大器90(p₁，p₂，p₃，……p₈)进行自适应驱动。波形发生器87产生比如连续波CW(振荡波形)、脉冲波，或其它适于进行高温治疗的射频波形信号，该射频波形信号通过无源的功率分配器91分配到8个通道中。

单个单极天线元件104的长度L及直径D有如图3所示者。所述长度L可以在约7-12厘米之间，所述直径D可以在约0.1-0.5厘米之间。单极天线元件104装到射频同轴电缆110的中心导线上，所述同轴电缆110形成馈送窗口108，辐照(illuminates)单极天线元件104金属导线。单极导线的方位和金属接地平面125相垂直。单极天线元件104可以通过一个比如N型同轴连接器那样的标准射频同轴连接器与射频同轴电缆110相连。单极的馈送窗口108相当于金属接地平面125上的一个园孔，N型同轴连接器通过该园孔和金属接地平面125相配合。按照一种优选实施例，由园柱形的直的金属线或金属管制成单极元件104。在另一种供选择的实施例中，单极元件104可以是锥形或螺旋形的。在另一实施例中，可以用平行于单极阵列加热装置100的背壁140的双极作为阵列元件。

之所以采用单极阵列构造的原因很多。这些原因包括：治疗及治疗准备过程中患者比较舒适、能够深层加热、聚焦加热模型能够进行实时控制、加热区域的纵向分布范围较小。另外，按照本发明的单极相控阵列构造，其杂散辐射极小，因此很少有必要建立一个射频屏蔽的治疗室，也很少有必要对患者进行屏蔽。

患者的舒适性

图4所示为单极相控阵列加热装置100的示意图。图中椭圆形的聚丙烯塑料管200的厚度为t_p。目标人体92位于单极阵列加热装置100的治疗窗口300内。在图4所示的优选实施例中，空气冷却的空气隙280的用途在于将射频能量耦合到患者的深层组织中。可以用空调空气或室温空气来冷却该空气隙280，可以通过许多对准该空气隙的风扇或气管将冷却空气输送进入该空气隙。在有如图5所示的可供选择的实施例中，利用柔性的水团将射频能量耦合到患者的深层组织中。单极天线元件104的位置108位于半径为R_A的园上。金属波导管壳体150的内半径为R_W，厚度为t_w。金属波导管壳体150的外表面支承在由铝或其它材料制成的刚性支架元件400上。刚性支架元件400可以是可活动的，可以在对患者进行治疗之前和/或以后使单极相控阵列加热装置100运动。比如，该刚性支架元件400上可以带有轮子，因而可以沿水平方向从一个位置移动到另一位置，或者可使该轮子与一轨道相连，该轨道可以引导单极阵列加热装置100沿着整个患者所处的平面运动，以调整该加热装置100的位置，从而可以准确地对肿块进行加热。可以采用比如磁性锁保持医生选定的单极阵列加热装置100的位置。患者治疗窗口的横截面为椭圆形，该椭圆形的长轴为a(major axis)短轴为b(minor axis)。加热装置100除可以作水平方向运动外，还将它的环形加热部分安装在一个垂直的轨道上，因而可以电动的辐射沿垂直方向运动。这使医生得以根据患者的解剖学构造调整加热装置的位置，使得患者对准治疗窗口的口径。

按照图5，单极阵列加热装置100包括近似于椭圆形的水团250，该水团250为一个柔性的塑料袋，袋内充以循环冷却的蒸馏水或去离子水。在进行高温治疗之前，这个水团250即被安放在患者躯干和聚丙烯塑料管形成的治疗窗口壁200之间。与图4所示的空气冷却治疗装置相比，这样的治疗装置中的治疗窗口300的椭圆形长轴a_w及短轴b_w都比图4中的相应尺寸更小。根据本发明，患者治疗窗口的椭圆形长轴长度应当在42-52厘米之间，而短轴长度应当在30-38厘米之间。

充有液体的水团内的液体作用在圆周上的压强可以是变化的，这有利于对人体表面的冷却，也有利于改变人体的血液流动，还有利于将射频辐射耦合到目标人体上。也就是说，可以根据治疗的情况改变所述水团作用在圆周上的压强。可以设想，当压强增加时，流向目标区域的血液流率将会减小，因此，目标区域被血液带走的热量也同时减少，从而会增强射频辐射对目标区域递送热量/能量的效果而形成加热区域。

图6所示为单极相控阵列加热装置100的侧视图。图中的加热装置100包括一个平坦的并且是刚性的患者支承装置600。在对患者进行治疗时，该支承装置600上将铺上柔软的垫子。患者通常要仰卧或腑卧在该支承装置600上。在图7所示的供选择实施例中，单极相控阵列加热装置100包括一个凯芙拉(Kevlar)或其它织物材料制成的支承装置700，该织物材料支承装置700悬挂在两个园柱形支承构件710之间，以支承正在进行治疗的患者。无论是刚性支承装置600还是织物材料支承装置700，都可以如图8及图9所建议的那样制成分离的两段，以留出治疗窗口或治疗空隙300。所述治疗窗口300对准单极阵列加热装置100的治疗窗口300。无论是刚性支承装置600还是织物材料支承装置700，都可以如图10所示那样，被制成为长度大于患者身高的整体支承物。按照一种优选实施例，用来支承患者的材料都是非导电材料。比如，所述平坦的刚性支承装置600或支承装置700均可用木材、塑料或玻璃纤维制成。另外，支承装置600或700中的某些部位上可以包含金属材料，但是这些金属材料或其它导电材料必须是不直接进入单极阵列加热装置的治疗窗口300，并且，必须使其接地。

可将患者支承装置600或700制成为能够在单极阵列加热装置100的治疗窗口300范围内运动，可以把这种可运动特征作为单极阵列加热装置可运动特征的替代特征或附加特征。这样，目标肿块便能有效地对准单极天线元件阵列，从而能够实施更好的高温治疗。可将患者支承装置600或700以及可运动的加热装置设计成能够沿着x、y、z三个方向运动。这样，单极阵列加热装置100便有能力沿着三个轴的方向对人体进行扫描，并进行加热。

图11为单极相控阵列加热装置100的侧视图。图中，由金属波导管构造150限定所述治疗窗口300。治疗窗口300纵向延伸长度W几乎等于波导管的纵向尺寸。整个金属波导管150以及里面的水350都与患者绝缘。可用适当厚度(约4-10厘米，取决于患者的横截面尺寸)的柔性水团250将射频能量从波导管的窗口耦合到患者躯干上。由于加热装置100实质为刚性的，因此仅由水团250对目标人体施压。水团250内可以采用循环冷却的蒸馏水或去离子水。尽管在一种优选实施例中采用了水团，但图12所示的另一实施例不采用水团，而是通过一个空气隙和冷却空气来保证高温治疗过程中的皮肤表面温度低于安全温度。在另一种本发明的实施例中，采用水团及空气隙的复合技术，将射频能量从波导管窗口耦合到患者躯体上。与空气隙技术复合使用的水团的尺寸相比，这可以更小些。

本发明的单极相控阵列明显不同于带有大水团的双极阵列，并比它更为舒适，因为充满了大量水的水团和人体接触时，通常总会使患者感到不舒服。对于本发明的单极阵列来说，由于尺寸及质量方面并不存在什么问题，因此，具有较大有效直径的阵列能够适用于更深的穿透力。

在本发明的另一实施例中，可以用铝或金属化的玻璃纤维或塑料制成所述里面包容有单极元件104的波导管腔室150。可以用单片的或多片的导电材料制成所述波导管腔室，并具有符合要求的电学及辐射模型特征以及包容液体的基本结构。玻璃纤维或塑料的金属化形式可以是与连续的导电材料相复合，或者可供选择地与铝或其它导电材料的筛网或线材相复合。为了尽量减少漏水的概率，最好用整片的材料制作导电的波导管腔室，或是用多片的材料制作，但互相严密地密封在一起。譬如，若由三片材料制成波导管腔室，则可用两片铝或其它导电材料平板互相平行地形成加热装置的顶面130及底面125，并以弯曲成园弧形的第三片铝或其它导电板材形成位于单极元件背后的园柱形背壁。对于临床使用来说，加热装置必须严格保持密封不漏水。因此，各个铝材之间应当用槽型接缝来咬合，并以柔性的填料来保证其密封性，并随后焊接在一起。以丙烯酸材料(如P1exi胶质玻璃)或玻璃纤维弯曲成形制成的治疗窗口盖将水保持并密封在导电的腔室中。该窗口盖必须具有足够的强度以承受住水的重量，使其不致压到患者身上。

大单极元件环形阵列的深层加热性能

比吸收率(SAR)是用以衡量高温治疗加热装置加热性能的参数。SAR值和高温治疗加热装置辐射之电场大小的平方成正比。通过适宜地选择环形阵列的直径，就能降低身体表层部位的SAR和肿块深度或待治疗区域的SAR之比。从原理上说，这是由于球面波辐射和平面波辐射的不同所致。平面波产生的电场在体内传播过程中主要会由于肌肉组织的介电损耗而迅速衰减。对于球面波而言，产生的电场则除介电损耗外，还与辐射距离R成反比。由于平面波电场衰减不与辐射距离成反比(1/R)，因此，与球面波相比，平面波能够穿透的深度更深。平面波的衰减仅仅是由介电材料的损耗所造成的。而加大环形阵列的有效直径，可以使所辐射的球面波更接近于平面波。于是，有效直径为90-120厘米的环形阵列的穿透深度将大于60厘米有效直径的环形阵列的穿透深度。本发明的单极相控阵列波导管的构造形式就有可能构成如此大有效直径的环形阵列。在图13中，位于单极元件后方的反射表面155能产生二次镜像单极阵列109，该二次镜像单极阵列具有更大的有效半径R_I

R_I＝2R_W-R_A (1)在图13所示的优选实施例中，单极阵列的半径R_A约为30厘米，反射壁面的半径R_W约为38厘米。因此根据式(1)，镜像阵列的半径R_I＝46厘米。在该实施例中，单极元件到反射背壁155之间的距离为约8厘米。

热动力治疗中的实时控制

治疗之前制订治疗计划时，有时要对于病人需要进行多长时间的高温加热这个问题进行讨论。这样的讨论其实通常是不合乎实际的，因为理论上的治疗过程和实际的治疗过程通常是有差别的。在进行高温治疗时，移相器、功率放大器、电缆、连接器，以及人体本身内部都会发生相位漂移，都会导致明显的相位聚焦误差(Straube et al.，Phase Stability of aClinical Phased Array for Deep Regional Hyperthermia，International Journal of Hyperthermia，Vol.11(1)，pp.87-93，1995)。如图14所示，本发明通过可靠的途径，根据来自电场及温度传感器112的实时反馈信号114，控制患者体内的电场及温度分布情况。一种具有实时反馈信号114及控制信号116的自适应单极相控阵列100对于临床治疗来说是具有潜在生命力的。

在图14所示的优选实施例中，患者的血流内被注入一种含有药物的热敏脂质体159，该脂质体159随着血液流向待治疗的组织。来自自适应单极相控阵列加热装置100的射频辐射使位于焦点107处的目标组织的温度上升，从而使附近的热敏脂质体159受热而释放出所携带的药物。深层肿块加热用的自适应聚焦装置的基本原理在于，调节相控治疗中每个单极元件的相位偏移，使得肿块部位形成电场强度最大的聚焦点107。然而，仅仅使用这种自适应聚焦方法预料通常将不能避免地会在表层组织部位出现过度加热点。

一种无创伤的表层电场自适应调零技术，它包括根据来自电场传感器112的反馈信号调整每个辐射射频能量的单极天线的相位及功率，这种电场传感器112设置于患者皮肤上的一个或多个调零位置处。调零区域120的范围围绕在每个电场传感器112的周围，并透入体内，所述调零区域对皮肤及皮下组织形成保护。在人体模型上进行的自适应调零及深层加热的验证试验已经在比如4通道二极环形阵列加热装置上成功地得到实施(Fenn et al.，Improved Localization of Energy Deposition inAdaptive Phased-Array Hyperthermia Treatment of Cancer，TheJournal of Oncology Management，Vol.7，No.2，pp.22-29，1998)。

通过下列原则来实时地确定输送给阵列中单极元件的射频功率的控制：或者根据温度测量反馈数据和预先设定的肿块温度要求值以及肿块加热剂量的要求值的比较结果来确定；或是根据输送给阵列中的单极元件的总微波能量剂量的测量值和临床研究得到的能量剂量要求值的比较结果，同时还考虑到公差及皮肤表面安全温度这两个因素来综合确定。可以通过向肿块插入一个微创伤的温度探头，或无创伤的热测量装置，实施肿块温度的测量。

射频辐射设备及参数条件

按照一种优选的实施例，深层加热单极相控阵列包括一个由8个射频辐射单极天线元件组成的环形阵列。这种环形阵列元件是一种四分之一波长长度的谐振单极，该谐振单极由标准的同轴连接器芯线馈送能量(Fennet al.，Noninvasive Monopole Phased Array for HyperthermiaTreatment of Cranialcavity and Skull-base Tumors：Design，Analysis，and Phantom Test，Proceeings of the International Conference of theIEEE Engineering in the Medicine and Biology Society，San diego，California，October 28-31，1993，Vol.15，Part 3，pp.1453-1454；Fenn et al.，Minimally Invasive Monopole Phased Arrays forHyperthermia Treatment of Breast Carcinomas：Design and PhantomTests，International Symposium on Electromagnetic Compatibility，Sendai，Japan，1994，pp.566-569)。这种单极元件在由平行平板组成的波导管内辐射射频能量，波导管内充以蒸馏水或去离子水，波导管上设有一个园柱形的金属背壁，向患者躯体反射射频能量。射频能量的频率范围为约80-150兆赫。为能更深的透入人体组织，辐射频率范围优选为约100-150兆赫(注意：调频广播使用的频带为88-108兆赫)。为了确定该单极相控阵列天线的辐射是否对调频广播接受形成干扰，可以简单地将一个标准的调频收音机放在治疗室外进行收音试验，当该单极相控阵列以全功率发射时，监听收音机是否发出干扰声。

波导管治疗窗口的横截面宽度为约42-52厘米，高度为约30-38厘米，这样的尺寸能够适应大多数患者。单极阵列波导管加热装置可以是活动式的，并且可以用轻质材料制造。譬如，可将加热装置制成为带有一种或两种不同尺寸的治疗窗口，以适应绝大多数的患者。波导管的开口尺寸(沿患者纵轴方向的尺寸)可以近似于等于1/2波长。在100兆赫频率下，水介质中的波长为约34厘米，因此，1/2波长为约17厘米。电场辐射就限止在这17厘米的纵向范围内。实际上，该波导管开口尺寸可以在约1/3波长到超过1/2波长的范围内。

在该优选实施例中，深层高温治疗系统中的功率放大器向8个通道中的每个通道发出400-600瓦的峰值功率。在计算机的控制下，该深层高温治疗系统中每个功率放大器发出的功率都可以在0到最大功率值之间变化。

单极相控阵列深层加热系统的设计及计算机仿真

深层高温治疗阵列中的单极辐射元件的设计计算如下：去离子水在100兆赫下的介电常数为约78.0而其电导率为约0.0001西门子/米(S/m)。可以计算出其波长为约33.9厘米。前面已经述及，单极和波导管腔室背壁之间的距离为约8厘米，这对应于约0.235的波长。每个单极辐射天线元件的理论长度通常为1/4波长或8.5厘米。实际上，建立单极阵列时，人们会利用一种N型标准连接器，并且，或者是在连接器的中心销上焊上一段黄铜杆，或者是干脆以一段黄铜杆替代连接器中的中心销，形成单极辐射器。该黄铜杆天线元件的直径可以是0.3175厘米，这个直径与N型连接器的中心销的直径相同。一种前有的工作频率为915兆赫的单极阵列中的单极元件的电气长度为0.34波长(Fenn et al.，InternationalSymposium on Electromagnetic Compatibility，supra，1994)。在100兆赫的工作频率下，0.34波长的电气长度相当于约11.5厘米，这也即优选实施例中单极元件所选择的长度。实际上，要求的频带宽度确定了单极元件的长度。8个单极辐射元件的位置列于表1中。

表1.图15所示深层高温治疗用单极相控阵列元件的坐标位置

元件编号	X(厘米)	Y(厘米)
元件编号	X(厘米)	Y(厘米)	1	-11.5	27.7
2	11.5	27.7	1	-11.5	27.7
2	11.5	27.7	3	27.7	11.5
4	27.7	-11.5	3	27.7	11.5
4	27.7	-11.5	5	11.5	-27.7
6	-11.5	-27.7	5	11.5	-27.7
6	-11.5	-27.7	7	-27.7	-11.5
8	-27.7	11.5	7	-27.7	-11.5

为了验证单极阵列的聚焦范围及辐射范围，用西北大学开发的有限差分时域(FDTD)程序对自适应单极相控阵列作过详细的分析。以一个均质的人体肌肉模型(盐水)对几个不同的单极阵列加热装置作了分析，该肌肉模型四周环绕有脂肪层(如图15所示)。

根据计算单极阵列的比吸收率(SAR)分布情况，评估其加热性能。从原理上说SAR值可表达为

SAR＝c dT/dt (2)式中，c为组织的比热，dT为在时段dt内组织的温升。

SAR也可以等效地通过下式计算出：

SAR＝0.5σ|E|²/ρ (3)式中，σ为组织的电导率，|E|为电场的大小，ρ为组织的密度。

现在来看一个工作在100兆赫频率下的特定加热装置的FDTD计算结果。该装置的各个单极元件位于一个直径为60厘米的园环上，如图15所示者。其中，各个单极元件的坐标列于表1中。单极元件周围被一个圆形的充水的金属壳体的腔室所包围，金属壳体的内直径为76厘米，因此单极元件和腔室背壁之间的距离为8厘米。腔室中的水在100兆赫下的介电常数为78.0，电导率为0.0001西门子/米(S/m)。人体肌肉模型由盐水(介电常数77.0，电导率0.5西门子/米(S/m))来模拟，而肌肉模型的厚2厘米的表层用脂肪层(介电常数7.0，电导率0.07西门子/米(S/m))来模拟。盐水肌肉模型的含盐量s(千分之几)为s＝9克/千克，或9ppt(千分之9)，也就是去离子水中含有0.9％的氯化钠。椭圆形肌肉模型的长轴(包含脂肪层)为36厘米，而短轴为24厘米，这样的肌肉模型先前曾经被用于一个自适应相控阵列加热装置的实验中(Fenn et al.，The Journal ofOncology Management，Supra)。肌肉模型周围的两个椭圆形之间的3厘米的间隔用水(水团)来模拟。外面那个椭圆可以用诸如Rexolite那样的聚丙烯塑料(介电常数2.55，电导率0.0008西门子/米(S/m))来模拟，该材料将单极阵列的治疗窗口与水隔离起来。围绕在单极辐射元件四周的外园以一种诸如铝之类的高电导率金属材料(介电常数1.0，电导率3.72×10⁷西门子/米(S/m))来模拟。该单极阵列的侧视图如图16所示，为了简单起见图中仅示出4个单极元件。图17所示为该高温治疗加热装置和人体模型的中剖面图(x＝0)。加热装置和人体模型周围的其它介质是均匀的空气(介电常数1.0，电导率为0.0西门子/米(S/m))。

为了便于计算，辐射频率选为100兆赫，并且调节每个单极的相位，使峰值微波信号聚焦到人体模型的中心位置(0，0，0)上。首先用FDTD软件计算出每个单极在每个时段辐射出电场的振幅及相位，然后用第二个计算机程序通过叠加计算出整个阵列的电场辐射分布模型及比吸收率(SAR)分布模型。图18所示为计算得到的SAR沿着椭圆形人体模型的长轴(y＝0，z＝0)的分布情况。图19所示为计算得到的SAR沿着椭圆形人体模型的短轴(x＝0，y＝0)的分布情况。图20所示为计算得到的SAR沿着人体模型的纵轴(x＝0，z＝0)的分布情况。由图18、19可见，沿着椭圆形人体模型的长轴和短轴SAR都呈现单个尖峰，这说明已经达到了所要求的自适应聚焦深层加热模型。而从图20可见，SAR沿着人体模型的纵轴方向呈高斯分布(钟形)，而对应于单极阵列波导管的治疗窗口宽度(约17厘米)处的SAR值为50％。纵轴方向上如此大的加热区域可能是由于采用了如图21所示的两个间隔距离为s的单极阵列加热装置所致。这两个加热装置可以是相干的(带有同一个振荡器)或是非相干的(各自带有独立的振荡器)。

等效热剂量的计算

累计热剂量或当量总热剂量通常是用以衡量高温治疗过程中输送给患者的热剂量的参数。相对于43℃的累计热剂量或当量总热剂量以下式来计算求和(Sapareto，SA and Dewey WC，Thermal Dose Determinationin Cancer Therapy，International Journal of Radiation OncologyBiology Physics，vol.10，pp.787-800，1984)：

t_43℃当量(分钟)＝Δt∑R^(43-T)， (4)式中，算子∑为在整个治疗时间段内对一系列温度测量值求和，T为这一系列温度测量值(T₁，T₂，T₃，T₄，……)，Δt为等间隔的测量时间段(单位为秒，并换算成分)，如果T＞43℃，则取R等于0.5，如果T＜43℃，则取R等于0.25。对于评估任何可能出现的组织破坏，包括乳房组织、健康皮肤及其它组织的热破坏，当量热剂量的计算都是很有用的。式(4)是Sapareto和Dewey在广泛的体外及体内细胞存活试验数据基础上研究得出的理论模型。该式采用43℃作为基准温度，这个温度值是高温治疗时癌细胞杀伤率开始快速上升时的温度最佳估值。对目标组织输送的热剂量的43℃当量热剂量最好为约30-120分钟。利用式(4)进行热剂量换算的一个例子为：如果将组织在45℃下保持15分钟，那么其当量热剂量的计算值为t_43℃当量＝15×2^(45-43)＝15×4＝60分钟。当单独使用高温疗法，或是与热敏脂质体药物疗法、放射疗法、化学疗法、基因疗法或药物治疗复合使用时，一个相对于43℃的60分钟的当量热剂量通常足以起到治疗作用了。相对于43℃的当量热剂量的优选值为约30-120分钟之间。

射频能量剂量的计算

通常以千瓦·小时表电能消耗的单位示。从数学上说，一个加热装置所输送的射频能量W可由下式表示

W＝Δt∑P_i (5)(Vitrogan，Element of Electric and Magnetic Circuits，RinehartPress，San Francisco，pp.31-34，1971)。式中Δt为等间隔的进行微波功率测量的时间段(单位：秒)，算子∑为在整个治疗时间段内求和，P_i为第i个时间段内的微波功率(单位：瓦)。

射频能量W的单位为瓦·秒，也称为焦耳。例如，如果在顺序的三个60秒时段内测量到的射频功率分别为500瓦、400瓦、600瓦，那么在这180秒时段内输送的微波能量W＝60(500+400+600)＝90,000瓦·秒＝90,000焦耳＝90千焦耳。以单极阵列加热装置作射频高温治疗的典型能量参数量级为：以1000瓦的功率治疗约1800秒钟(30分钟)，亦即W＝1,800,000焦耳＝1.8兆焦耳。按照本发明的一种优选实施例，向单极阵列加热装置输送约0.5兆焦耳-2.5兆焦耳的射频能量，以对目标组织进行加热治疗。

单极阵列和无创伤热计量技术的相容性

在图14中，标号为0的传感器可以是一个包含电场传感器和光学纤维温度传感器的复合传感器。该电场传感器用于聚集射频电场，该温度传感器用于测量组织的温度，这两个传感器套在同一根导管内。此外，为了测量多个位置上的组织温度，可以用多个侵袭性的温度传感器通过导管插入到组织中的不同位置上。为了避免组织在高温治疗过程中由于使用侵袭性的热计量方法而受到损伤、感染，以及疼痛，极有必要采用一种无创伤的热计量技术来测量深层组织的温度。本发明的单极相控阵列100可以和文献中报导的大多数用于组织的无创伤热计量技术相容，包括射频的及超声的被动式射线测量技术、主动式的超声成像技术，以及外加势X射线体层摄影(Applied Potential Tomography)技术。如果单极阵列波导管腔室(底面125、顶面130、背壁140)不是用金属而是用塑料制成，那么该单极阵列还和可以和无创伤热计量的磁共振成像技术相容。按照一个优选实施例，射频单极阵列可以像被授予Fenn的美国专利No.5,441,532所述那样，以开关切换方式来工作，该单极阵列既可以在高温治疗加热装置模式下对组织加热治疗，又可以在被动的射频射线测量模式下进行无创伤热计量。本发明的单极阵列加热装置也和外加势X射线体层摄影技术相容(E.J.Gross and A.J.Fenn，“Applied Potential Tomography andAdaptive Control of Phased Microwave System”，Proceedings of the14th Annual Meeting of the North American Hyperthermia Society，Nashville，Tennessee，April 29 to May 4，1994，pp.10)。

非相干工作模式

在有些情况下，特别是需要对组织进行均匀加热时，单极阵列100可以在非相干模式下工作，如图22所示。图中的每个单极阵列元件都由独立的功率放大器90供给射频功率，而每个功率放大器又由独立的诸如连续波(CW)振荡器那样的波形发生器87来驱动。

本发明还展望，有些加热装置可能不需要包括整个360度的单极环形加热器。例如，有些癌症、传染性疾病(如爱滋病)、多尿症、牛皮癣、关节炎，或其它轻微的病征，对于加热疗法都有良好的响应。对于这些疾病，仅仅需要激活环形单极阵列中的一部分单极元件，或者是比如可以仅包括半个环的单极阵列。根据要求加热的区域的不同情况，也可以仅仅对选定的几个单极天线进行激活或者去激活，以对要求的区域进行加热。从理论上说，增加单个或多个环形加热装置中的单极天线元件的数目和/或能够对选定的单极天线元件进行激活或者去激活，该加热装置便能够更精确地对电场进行聚焦或散焦，从而可以对体内的要求区域进行更有效的加热。可以通过对患者身体进行扫描(或者通过电子移相器控制，或者通过机械扫描)和/或对选定的单极天线元件进行激活或者去激活的方法实现所述聚焦及散焦。这样的聚焦或散焦可以将体内的目标组织加热到约40℃-55℃的温度范围内。也可以单独使用这种单极加热装置实行加热治疗，也可以用来激活并释放药物和/或基因。用这种单极加热装置，可以对体内的预定区域进行聚焦辐照和/或大面积的加热。

本发明的单极天线元件由射频移相器80及功率放大器90来驱动，所述移相器80及功率放大器90既可以以稳态的射频功率，又可以以脉冲形式的射频功率来驱动单极天线元件。申请人认为，脉冲形式的射频功率将增强对目标组织的加热强度，并且因此而增强药物释放和激活以及进入目标组织的强度，或是增强基因疗法的效果。脉冲形式的功率还能够打开细胞膜，这也有助于向组织递送药物或增加基因疗法的效果。所述移相器80及功率放大器90也可以不是以稳态的射频功率信号，而是以一种在优选的频率范围内变化频率的射频信号来激励单极阵列元件向目标人体发送射频能量。

本发明的等同体

尽管已经结合几种优选实施例对本发明作了具体描述，但本专业的技术人员应当理解，在不违背由所附的权利要求书确定的本发明精神及范围的情况下，还可以对这些实施例作很多等效于本发明的形式上和细节上的改变。

Claims

1.一种单极相控阵列高温治疗加热装置，所述加热装置发射射频能量，该射频能量用于使体内的目标区域温度上升，所述加热装置包括：

a)多个单极元件，每个单极元件发送电场辐射；

b)金属波导管，该波导管带有反射射频的接地平面，该接地平面上带有多个用于安装单极元件的圆形孔，该金属波导管形成用于容纳待治疗患者身体的窗口；

c)波形发生器，该波形发生器通过相应的相位及功率计权网络向每个单极辐射元件提供电场能源；

d)至少一个电场探头，所述电场探头位于患者的皮肤表面上，所述电场探头用于检测来自所述多个单极元件的电场；以及

e)控制回路，该控制回路用于接受来自电场探头的反馈信号，以调节输送给各个单极元件的相位及功率，以在患者身体表面上形成一个或多个自适应零电场区域，并在患者体内待进行高温治疗的目标组织处形成聚焦点。

2.如权利要求1所述的装置，其中，射频能量的频率在80-120兆赫的频带内。

3.如权利要求1所述的装置，其中，单极元件的长度在7厘米-12厘米之间。

4.如权利要求1所述的装置，其中，单极元件的直径约在0.1厘米-0.5厘米之间。

5.如权利要求1所述的装置，其中，所述金属波导管的结构将单极元件包封在内腔中，并形成围绕在患者体外的椭圆形治疗窗口。

6.如权利要求5所述的装置，其中，该装置使用带有冷却蒸馏水或去离子水的水团，将单极元件辐射的射频能量耦合到患者体内。

7.如权利要求6所述的装置，其中，该装置通过空气隙将单极元件辐射的射频能量耦合到患者体内，由空调空气及室温空气中的空气冷却所述空气隙，由风扇或气管供给所述冷却空气。

8.如权利要求1所述的装置，其中，各单极元件排列成园环形，该园环的直径约在50厘米-70厘米之间。

9.如权利要求1所述的装置，其中，单极元件和背后的反射接地平面之间的间距在约6厘米-10厘米之间。

10.如权利要求1所述的装置，其中，患者治疗窗口的长轴为约42厘米-52厘米，短轴为约30厘米-38厘米。

11.如权利要求1所述的装置，其中，患者被支承在一个平坦的不导电表面上，所述不导电表面设在单极阵列加热装置的治疗窗口内。

12.如权利要求1所述的装置，其中，患者被支承在一个凯芙拉或其它织物的表面上，所述表面设在单极阵列加热装置的治疗窗口内，并且该凯芙拉或其它织物的表面支承在不导电的园柱形管件上。

13.如权利要求1所述的装置，其中，该装置还包括至少一个温度传感器，所述温度传感器位于患者的身体表面上，并测量患者体表温度；所述位于患者身体表面上的至少一个温度传感器和至少一个电场探头向计算机控制电路发出反馈信号，计算机控制电路根据该反馈信号控制移相器及功率放大器网络，以调节输送给各个单极元件的相位及功率，从而在患者体表形成一个或多个零电场区域，还将能量聚集到待处理的深层组织区域内，将该深层组织区域加热到39℃-46℃的范围内。

14.如权利要求13所述的装置，其中，通过自适应相控阵列的快加速梯度搜索算法控制患者皮肤上形成的所述零电场区域以及待治疗组织区域内的聚焦点的大小，所述算法调节递送给每个单极元件的相位及功率。

15.如权利要求14所述的装置，其中，被聚焦的射频能量对目标组织进行加热，使在目标组织附近的血流中循环的热敏脂质体释放出药物。

16.如权利要求15所述的装置，其中，所述目标组织是下列组群中的一种：肝、肺、乳房、前列腺、胰、胃、直肠、结肠、膀胱，以及人体的其它深层器官。

17.如权利要求14所述的装置，其中，被聚焦的射频能量对所述目标组织加热并增强化学疗法或在目标组织附近的血流中循环的药物的疗效。

18.如权利要求17所述的装置，其中，所述目标组织是下列组群中的一种：肝、肺、乳房、前列腺、胰、胃、直肠、结肠、膀胱，以及人体的其它深层器官。

19.如权利要求14所述的装置，其中，被聚焦的射频能量对所述目标组织加热并增强对目标组织的放射疗法的疗效。

20.如权利要求19所述的装置，其中，所述目标组织是下列组群中的一种：肝、肺、乳房、前列腺、胰、胃、直肠、结肠、膀胱，以及人体的其它深层器官。

21.如权利要求14所述的装置，其中，被聚焦的射频能量对所述目标组织加热并增强基因疗法的疗效，基因载体循环在目标组织附近的血流中。

22.如权利要求14所述的装置，其中，输送给单极阵列加热装置用以对目标组织进行加热治疗的射频能量剂量为约0.5兆焦耳-2.5兆焦耳。

23.如权利要求14所述的装置，其中，用侵袭性温度传感器检测患者体内的组织温度，所述温度传感器放置于导管内。

24.如权利要求14所述的装置，其中，采用下述无创伤计量技术组群中的一种检测患者体内组织温度：被动式射频射线测量技术、外加势X射线体层摄影技术、被动式或主动式的超声射线测量技术，以及其它无创伤的热计量技术。

25.如权利要求14所述的装置，其中，将相对于43℃约为30-120分钟的当量热剂量送给所述目标组织。

26.如权利要求14所述的装置，其中，所述目标组织为下列组群中个一种：前期癌组织、癌组织、良性肿瘤组织、感染组织、关节组织、人类免疫缺损病毒组织，或其它病变组织。

27.如权利要求1所述的装置，其中，分别由独立的振荡器非相干地驱动各单极元件。

28.如权利要求1所述的装置，其中，患者被支承在平坦的刚性支承物上，所述支承物设在单极阵列加热装置的治疗窗口内。

29.如权利要求1所述的装置，其中，患者被支承在单极阵列加热装置的治疗窗口内的一个凯芙拉或其它织物材料上，并且该凯芙拉或其它织物材料支承在两个园柱形杆件之间。

30.如权利要求1所述的装置，其中，用聚丙烯塑料制成所述单极阵列的波导管腔室，使得可以用下述无创伤热计量技术组群中的一种技术检测患者体内组织的温度：被动式射频射线测量技术、外加势X射线体层摄影技术、被动式或主动式的超声射线测量技术，以及其它无创伤的热计量技术。

31.如权利要求1所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，只用单独一个加热装置使体内目标区域温度上升。

32.如权利要求1所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，用两个或多个加热装置使体内的目标区域温度上升。

33.如权利要求1所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，所述装置还包括加热装置支架，所述金属波导管固定或悬挂在该支架上，该加热装置支架及该金属波导管沿着患者的至少一个轴线方向运动。

34.如权利要求1所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，所述装置还包括不导电的支承物，该支承物将患者保持在金属波导管的治疗窗口内，并且该不导电的支承物活动地安装在金属波导管的治疗窗口内。

35.如权利要求34所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，所述不导电支承物被安装成，使得它能沿着目标人体的x、y、z三个轴线方向运动。

36.如权利要求1所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，各单极元件排列在一个园周上，该园周的直径可达约90厘米。

37.如权利要求1所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，所述波导管用铝、金属化玻璃纤维或塑料三种材料中的一种材料制成。

38.如权利要求37所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，所述金属化的玻璃纤维或塑料由下述金属化方式中的一种方式制成：连续金属化、导电筛网金属化、导电丝金属化。

39.如权利要求1所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，所述金属波导管形一个圆形部分，并使容纳患者身体的治疗窗口处于该金属波导管圆弧的下方。

40.如权利要求1所述的单极相控阵列高温治疗加热装置，其中，各单极元件排列成一个围绕患者身体的环形阵列，并且，控制电路激活及去激活各单极元件，使射频能量聚焦到目标人体上。