专利名称：使用相控阵列和患者定位的深加热热疗的制作方法几种传统且公知的对于人类癌症的治疗处理得到普遍使用。这些治疗包括手术、 X射线、放射源的辐射、化学疗法，以及通常将多种方式组合以增强治疗效果。尽管这些传统治疗技术已经在治疗许多患者的癌症以及延长许多其他患者的生命中获得成功，但是它们时常对于某些类型的癌症无效，并且经常在必要的治疗水平上具有严重的不良副作用。例如，X射线或化学疗法对癌症患者的长时间治疗倾向于最终将患者的自然免疫系统破坏至或抑制到这样的程度许多患者最终死于普通传染病，例如在其它情况下可能并不致命的流感或肺炎。另外，许多具有晚期癌症或并发症的患者可能变得过于虚弱，不能承受手术创伤或其它癌症治疗；因此，治疗不能进行或必须停止。由于人类癌症的盛行和典型地严重后果两方面的原因，并且由于例如上面提到的那些当前治疗法时常无效，医学研究者不断试验，试图找到并开发出对于癌症的改进或替代性治疗方法。热疗(hyperthermia)是人工升高的体温的产生，并且已经作为替代性癌症治疗获得认真的科学考虑。例如，已经对单独热疗或热疗与其它治疗方法的结合的效果进行了许多研究，并且有希望的结果显示，热疗技术看起来在许多或大多数类型的人类癌症的治疗方面具有极为有效的潜力，且不具有与当前癌症治疗法相关联的通常的严重不良副作用。热疗有时叫做热治疗法，以显示身体区域的温度升高。对癌症的热疗治疗(hyperthermia treatment)的研究者已经报告，通过将恶性肿瘤加热到略低于对大多数正常、健康的细胞有害的温度，人体中许多类型的恶性生长 (malignant growth)能够被热破坏，通常没有严重的不良副作用。另外，已经报告，据发现， 大概是由于较为贫乏的血管供应以及降低的血流特性，其它类型的恶性细胞群具有明显较低的热传导，从而降低了散热的能力。这些类型的生长显示出优先热疗的能力，这是因为与直接相邻的健康组织相比，血管供应不足的恶性生长可被加热到高几度的温度。因此，看起来，在不破坏正常细胞的情况下，不同的热疗方案可以允许对不比正常组织具有更大热敏感性的那些类型的恶性生长的热治疗，以及看起来也可以允许显示出不良血管供应的更具热敏感性的类型的恶性肿瘤的更高温度、更短热疗时间。出于重要的医学原因，这通常是有利的。研究者已经进一步指出，作为大多数恶性生长的这些热特性和正常身体细胞的热敏感性的结果，治疗人类癌症的热疗温度应当小心限制在相对较窄的有效且安全的温度范围内。热疗通常提供高于40摄氏度(104华氏度)的温度。热疗方案在历史上曾包含远高于60摄氏度的温度，但近些年来，通常已经考虑为包含高至45摄氏度(113华氏度)的温度。然而，由于可能具有会超过此等级的癌性肿瘤部分，目的在于试图使得尽可能更多的肿瘤区域高于40摄氏度。在高于大约45摄氏度(113华氏度)的治疗温度下，如果时间持续超过30到60 分钟，通常观察到对大多数类型的正常细胞的热损伤；因此，必须非常小心健康组织的这些温度不超过延长的时间段。当然，任何升高的温度下暴露的持续时间在建立对健康组织的热损伤程度时是一项重要因素。然而，如果人体的较大或关键区域被加热到或高于45摄氏度范围达即使相对较短的时间，可能预期产生正常组织的伤害。历史上在上个世纪后期，据发现，高于大约IOKHz频率的交流电流穿透并在生物组织中产生发热。结果，通常在兆赫兹频率范围内的高频电流此后广泛用于例如感染组织以及肌肉损伤等这种普通身体失调的治疗处理。本世纪早期，将这种电磁辐射(EMR)组织加热技术命名为“透热疗法”，并且随后，在这个国家由联邦通信委员会(FCC)将兆赫兹范围内的几个离散EMR频率特别分配给透热法应用。进行加热模式导向(heat pattern steering)的能力允许更有选择地将能量集中并指向标靶肿瘤区域。为了向深部标靶肿瘤提供足够的热能，必须选择较低的频率。这是因为人类组织的穿透衰减在较高频率下增大。然而，由于频率下降，加热聚焦直径增大。因此，需要适当的频率以便在可接受的加热模式尺寸限制内提供最佳深度。通常，当疾病区域周围的标靶组织也被加热时，热量是最佳适用的。这提供了流入血液的预加热，并减小了来自肿瘤周边的热传导以从肿瘤周边之外吸取热。典型地，用于向标靶(例如，活体和生物组织)施加电磁辐射(EMR)并用于控制标靶内发热区域位置的当前系统包含多个电磁辐射施加器，其由多通道EMR系统供电，以便通过电子相位和功率导向来提供加热模式导向控制。然而，各个施加器所产生的辐射输出的功率和相位二者必须由EMR系统的单独的功率通道进行控制，以便产生加热模式的期望的相控阵列导向。因此，需要对于各个电磁施加器的独立且可分别控制的功率信号通道，这导致较高的系统复杂性和成本。典型地，当前系统需要4或12个独立的EMR功率信号通道以提供这样的电子导向。某些先进热疗EMR系统使用对频率以及辐射功率和相对相位进行控制的多通道相控阵列系统。各个通道均具有功率和相位的电子控制，并被连接到不同的天线。提供多 EMR同步相位能量通道的复杂且昂贵的多通道放大器系统的应用允许加热模式的电子导向，但却是出于高成本和复杂性，这可能使治疗系统由于成本巨大而不能用于常规临床应用，其中多EMR同步相位能量通道具有相位控制以便对身体中的加热区域进行导向。因此，存在对这样的用于EMR照射的EMR施加器设备以及对应方法的需求其提供了标靶中的EMR加热的简化的热加模式导向，其中，标靶例如为活体或组织仿真物质中的生物组织的标靶。
根据此处介绍的一个代表性实施例，提供了一种用于加热标靶体内的所选区域的热治疗系统。治疗系统包含电磁辐射功率源和多个电磁辐射施加器，施加器与功率源电气通信，并且安排在焦点区域周围的环绕阵列中，以便将它们的联合辐射输出集中在焦点区域上。治疗系统还包含支撑机构，其适用于在施加器的环绕阵列中支撑标靶体；以及定位机构，其适用于移动支撑机构并将标靶体内的所选区域与焦点区域对准。另外，定位机构适用于，对响应于多个施加器的综合(combined)辐射输出与标靶体之间相互作用的焦点区域的移动进行补偿。根据此处介绍的另一代表性实施例，提供了一种用于对标靶体内的治疗区域进行加热的非侵入性热疗治疗系统，其包含电磁辐射功率源以及与功率源电气通信的多个电磁辐射施加器，以及施加器以环绕阵列的方式安排在焦点区域周围，并且进行对准以便将具有实质上恒定的功率和相位的多个辐射输出集中到焦点区域中。治疗系统还包含支撑机构，其适用于在施加器的环绕阵列中支撑标靶体；以及定位机构，其适用于在被定向为垂直于环绕阵列的纵向中心轴的至少一个平面内移动支撑机构和所支撑的标靶体，以及将标靶体内的治疗区域与焦点区域对准。定位机构进一步适用于响应于多个辐射输出与标靶体之间的相互作用，对焦点区域离开纵向中心轴的移动进行补偿。根据此处介绍的又一代表性实施例，提供了一种用于加热标靶体内的所选区域的方法，其包含这样的步骤设置多个电磁辐射施加器，其与至少一个电磁辐射功率源电气通信，并且以环绕阵列的方式布置在焦点区域周围，以便将多个辐射输出集中在焦点区域上， 并且其中，各个辐射输出的功率和相位输出实质上是恒定的。该方法还包含以下步骤在施加器的环绕阵列中支撑标靶体；相对于焦点区域在空间中移动支撑机构和所支撑的标靶体；并且将标靶体内的所选择的区域与焦点区域对准，同时，对焦点区域的响应于多个辐射输出与标靶体之间相互作用的在空间中的移动进行补偿。该方法还包含这样的步骤激活多个电磁施加器，以便对标靶体内的所选区域进行加热。通过下面的详细介绍以及当结合附图一起说明时，本发明的特征和优点将是显而易见的。应当了解的是，这些图仅仅示出了本发明的代表性实施例，并且不应看作对本发明的范围的限制，以及如这里一般介绍的并在图中示出的本发明的部件可以按多种不同的配置来安排和设计。但是，通过使用附图，将以另外的特异性和细节来介绍和阐释本发明，在附图中图1为根据一个代表性实施例的热疗治疗系统和标靶体的示意图；图2示出了适用于图1的热疗治疗系统的偶极天线对；图3示出了适用于图1的热疗治疗系统的四个偶极天线对的环绕阵列；图4为根据另一代表性实施例的电磁辐射施加器的环绕阵列、标靶体和支撑机构的示意图；图5为根据代表性实施例的具有定位机构的图4的施加器阵列、标靶体和支撑机构的示意图；图6-7 —起示出了根据另一代表性实施例的施加器阵列、标靶体、支撑机构、定位机构和位移测量系统的示意图；图8-9 —起示出了根据又一代表性实施例的施加器阵列、标靶体、支撑机构和位移测量系统的示意图；图10-11 —起示出了根据又一代表性实施例的施加器阵列、标靶体、支撑机构和辐射能量测量设备的示意图12为根据另一代表性实施例的热疗治疗系统和标靶体的示意图；图13为适用于图12的热疗治疗系统的电子电路的接线图；图14为根据另一代表性实施例的在电磁辐射施加器阵列中支撑的标靶体的示意图；图15A-15C—起示出了根据图14的实施例的在电磁辐射施加器阵列中移动标靶体的效果；图16为描述了根据又一代表性实施例的对标靶体内的所选区域进行加热的方法的流程图。1关系，元件例如为具有输入设备2M和显示器226的控制面板222、一个或多个存储器设备228、以及将EMR功率提供到EMR施加器沈0的环绕阵列250的一个或多个EMR功率源 230。如前所述，EMR功率源230可以向有源或者无源的功率分配器232提供初级EMR功率信号231，功率分配器232将功率信号分到多个信号电缆或通道234中，每个电缆或通道承载具有实质上相等的功率和相位的EMR功率信号。然而，与上面介绍的八个EMR信号通道形成对比的是，功率分配器232可以将功率信号分到四个信号电缆234中，其于是可以通过放大器236来馈送并进入对四个EMR施加器260进行馈送的四个中心能量供给连接270，例如先前介绍的并在图2至3中形成阵列的四个偶极天线对。通过中心能量供给连接270，EMR功率信号于是可以通过电缆238指向用于耦极对施加器的上和下辐射部分的接合区段266。接合区段266 (其可以位于非导电外壳或容器252的外部)又可以将EMR功率信号输送到辐射臂沈8(其可以位于流体填充填塞物254内并由流体填充填塞物254内的水环绕)，辐射臂268的尺寸设计为并调谐为向着施加器阵列250中心辐射EMR能量输出沈2，在那里，其与其它的EMR辐射输出262合并并且集中，以构成位于纵向中心轴附近的焦点区域264，且焦点区域沈4在图12中示为与将要加热的标靶体观0的所选区域284对准。在一个方面中，代表性热疗治疗系统200可以包含组合的超声距离与E场传感器监视系统，该系统具有八个独立的电缆通道，用于监视到标靶体外表面的位置以及前、后、 左和右身体表面上的E场强度。应当了解的是，来自E场检测器246的DC测量可以用独立的电缆连接或通过多路传输配置直接地指弓I到E场传感器监视系统，以便使得DC信号能够使用用于将加热EMR功率信号输送到偶极阵列的相同同轴电缆234。类似地，超声距离信号 244也可以通过独立的电缆连接或多路传输到这些相同EMR功率信号传输线通道234。
图13给出了一种布线图，其用于通过EMR功率信号电缆或通道234连接在一起的多路传输中心能量供给连接器270和解多路传输功率分配器232，电缆或通道234可以为同轴电缆。在中心能量供给连接器270中，EMR功率信号电路235可以进一步分为三个电路， 其中的一个可以承载EMR功率信号以通过高通滤波器276，该滤波器滤除功率信号中嵌入的任何低频信号分量，同时，允许高频EMR功率信号(其通常在电磁波谱上的射频(RF)和微波频率范围内)直接经过，经由连接器电缆238到达EMR施加器沈0。在一个方面中，高通滤波器可以使用电容器277来滤除低频信号分量。 如上所述，热疗治疗系统200可以包含与E场测量系统246结合的位移测量系统例如，上面介绍的超声距离检测器系统)。位移测量系统242可以用于监视标靶体观0 相对于施加器阵列250的位置变化，同时，E场测量系统246可以用于监视结果得到的加热模式平衡和E场的漂移，其可能为这些位置变化的结果。来自可能包含中间频率AC信号的位移测量系统M2的输出244可以指引到中心能量供给连接器270中，在中心能量供给连接器270处，其在与EMF功率信号电路235连接之前经过带通滤波器274。类似地，来自位移测量系统246的输出其可能包含DC信号)也可以指引到同一中心能量供给连接器 270，在中心能量供给连接器270处，其同样在与EMF功率信号电路235连接之前经过包含多个电感器273的DC通滤波器272。因此，通过使用用于将加热RF功率指引到EMR施加器或偶极天线阵列250的相同同轴电缆234，位移测量系统输出244和E场测量输出248都可以被送回到热疗治疗系统200的监视与控制部分。
为了从EMF功率信号电路235取出位移测量系统输出244和E场测量输出M8，解多路传输电路布置也可以被集成在功率分配器232中。具体而言，功率分配器可以包含高通滤波器四6，其防止任何无关的DC或中间频率信号传送到EMR功率源，并且在一个方面中其可以包含电容器四7以滤除低频分量。解多路传输功率分配器232还可以用带通滤波器294将中间频率位移测量信号244从EMF功率信号电路235隔离开，于是，该位移测量输入可以被接收到监视单元240中。功率分配器232还可以包含DC通过滤波器四2，其包含多个电感器四3，用于从EMF功率信号电路235分离E场测量信号M8，其也可以被接收到监视单元240中。一旦接收到，监视单元240于是可以将来自位移检测器242的模拟AC输入244和来自电场检测器246的模拟DC输入248转换为适用于经由连接线241与CPU通信的数字化数据，以便记录和监视标靶体的位置以及治疗循环的进展等等。图14和15A至15C示出了根据又一代表性实施例300的电磁辐射施加器322、323 的阵列310中支撑的标靶体340的示意图。尽管其中没有绘出，应当想到的是，通过上面介绍的支撑机构在丸状贮器330中支撑标靶体，以及同样如上面介绍的那样，支撑机构和标靶体均可以通过定位机构在施加器阵列310中一起移动。首先参照图14，可以看到，标靶体340可以位于阵列的中心，并且将要加热的所选区域344可以与通过汇聚来自多个EMR施加器320的输出3观、3四所产生的焦点区域324 对准。还可注意到，尽管各个辐射输出3观、3四为到达阵列310纵向中心轴311而必须行进的距离实质上相等，因为标靶体的椭圆形状，相比于从四个更为水平定向的EMR施加器323 发射的辐射输出3 经过填充水的填塞物330行进较小的距离且通过标靶体340行进较大的距离，从四个更为垂直定向的EMR施加器322发射的辐射输出3 经过填充水的填塞物 330行进较大的距离且通过标靶体340行进较小的距离。水和组织中的波长相当类似，但是，典型地，身体波长比水中的大大约10%。然而，这种差别在导致能量散焦方面并不显著。基于上面的关于由多个EMR施加器320发射的E场、实质上透明的介质(例如流体填充丸状贮器330)以及衰减或损耗介质(例如标靶体340)之间相互作用的讨论，应当了解的是，相比于水平方向EMR输出329，竖直方向EMR输出3 可能在穿透到焦点区域324 的方面更为有效。然而，由于标靶体340可以位于图14中的施加器阵列310的中心，焦点区域324可以实质上保持以施加器阵列310的纵向中心轴311为中心。在标靶体340的将被加热的所选区域344不位于标靶体中心的情况下，上面介绍的定位机构可以用于移动标靶体340，使得所选择的区域344与施加器阵列310的纵向中心轴对准并与焦点区域340对准。然而，可以明了的是，标靶体的衰减介质和来自EMR施加器322、323的多个EMR输出3观、3四之间的相互作用可能导致焦点区域3M从施加器阵列 310的纵向中心轴311漂移开。这可进行数值建模并预测，以及通过与身体等效的人体模型测试来测量或特征化。例如，如图15A所示，标靶体340的将被加热的所选区域34 可以位于标靶体中心的右侧，使得定位机构可以致动为向左移动标靶体并将所选区域34 引入与施加器阵列310的纵向中心轴311对准，并与焦点区域32 对准。然而，相对于从最右边的EMR施加器发射的辐射输出329R通过损耗标靶体所必须行进的对应地减小的距离，以距离Dl向左移动标靶体340能够以距离Dl增大从最左边的EMR施加器发射的辐射输出329L通过损耗标靶体所必须行进的距离。结果，焦点区域32 可以向右漂移，或与标靶体位移相反地漂移，并且以距离D2远离施加器阵列310的纵向中心轴311。相应地，热疗治疗系统300可以适用于，通过减小标靶体的横向位移量直到将要加热的所选区域34 和焦点区域32 处于对准状态，对响应于综合辐射输出和标靶体340之间的相互作用的焦点区域32 的横向位移或漂移进行补偿。类似地，如图15B所示，标靶体340的将被加热的所选区域344b可位于标靶体中心的下方，使得定位机构可以致动为向上移动标靶体，并将所选区域344b与施加器阵列 310的纵向中心轴311对准。然而，相对于从最后面的EMR施加器发射的辐射输出328P所必须行进的通过损耗标靶体的减小的距离，以距离D3向上移动标靶体340能够将从最前面的EMR施加器发射的辐射输出328A所必须行进的通过损耗标靶体的距离增大D3。结果，焦点区域324b可以向下漂移或与标靶体位移相反地漂移，并且远离施加器阵列310的纵向中心轴311距离D4。相应地，热疗治疗系统300也可以适用于，通过减小标靶体的垂直位移量、直到将要加热的所选区域344b和焦点区域324b处于对准状态，补偿焦点区域324b的响应于综合辐射输出和标靶体340之间的相互作用在垂直方向的垂直位移。本领域技术人员应当了解的是，如图15C所示，热疗治疗系统300还可以适用为， 通过减小借助定位机构提供给标靶体的横向与竖直的位移量、直到将要加热的所选区域 M4c和焦点区域32 引入对准，对响应于综合辐射输出和标靶体240之间的相互作用的焦点区域22 的混合横向和竖直的位移进行补偿。可以按多种方式实现对焦点区域远离施加器阵列的纵向中心轴的位移的补偿，焦点区域远离施加器阵列的纵向中心轴的位移是由于移位标靶体所产生的发射场与身体之间的相互作用导致的。例如，参照图1，在一个方面中，相互作用影响可以使用如下的实验标靶体80来测量并制成表格实验标靶体与那些有生命的患者具有相同或实质上类似的介电特性，并且该测量可以编程为计算机程序，所述计算机程序可以上传并且存储在计算机可读存储器观中，用于由控制系统的CPU 20访问，以预测焦点区域64的与将要加热的所选区域84相关的位置。在另一个方面中，可以使用数值处理和方法(例如有限元分析等)来计算辐射场相互作用影响，其结果也可以制成表格并编程为计算机程序，所述计算机程序随后安装到计算机可读存储器观中并由控制系统得CPU模块20访问，以及被应用于预测焦点区域64 关于将要加热的所选区域84的位置。另外，在又一个方面中，控制系统的CPU 20可以编程为从E场测量系统46接收输入48，该输入48与来自位置测量系统42的输入44结合，可以用于在参照图4至7所介绍的和说明的定位机构重新定位标靶体后计算移位的焦点区域64 的预期位置。应当了解的是，还可以想到这些不同方法和程序的组合，且其被认为属于本发明的范围。图16为流程图，其描述了根据又一代表性实施例的对标靶体内的所选区域进行加热的方法400。方法400包含这样的步骤提供402多个电磁辐射(EMR)施加器，其与至少一个电磁辐射功率源电气通信，并且安排在焦点区域周围的环绕阵列中，以便将多个辐射输出聚集到焦点区域中，以及其中，各个辐射输出的功率和相位实质上相等。方法400还包含以下步骤在施加器的环绕阵列中支撑404标靶体，在相对于焦点区域的空间中移动 406所支撑的标靶体，以及将标靶体内的所选区域与焦点区域对准408，同时，对焦点区域的在空间中相对于EMR施加器环绕阵列的移动进行补偿，所述移动响应于所述多个辐射输出和标靶体之间的相互作用。方法400还包含这样的步骤激活410多个EMR施加器，以便对标靶体内的所选区域进行加热。在另一个方面中，方法400还可以包含这样的步骤用高介电流体在施加器环绕阵列与所支撑的标靶体之间的填充挠性填塞物，其在施加器与标靶体之间传输辐射输出。 挠性填塞物的填充可以在移动标靶体使得标靶体内的所选区域与焦点区域对准之前或之后，并在多个电磁施加器的激活之前发生。前面的详细说明通过参照具体的代表性实施例介绍了本发明。然而，应当了解的是，在不脱离所附权利要求所给出的本发明的范围的情况下，可做出多种修改和改变。详细说明以及附图将被看作是说明性而不是限制性的，并且任何这种修改或改变旨在属于这里介绍的和给出的本发明的范围。具体而言，尽管已经在这里介绍了本发明的说明性代表性实施例，本发明不限于这些实施例，而是包括具有本领域技术人员根据前面的详细介绍将会明了的修改、省略、合并(例如跨多个实施例的方面的合并)、改编和/或变化的任意以及全部的实施例。权利要求中的限定将根据权利要求中使用的语言进行宽广的解释，并且不限于前面的详细介绍或本申请进行过程中介绍的实例，该实例将被理解为是非排它性的。例如，此外，任何方法或过程权利要求中所述的任何步骤可以以任何顺序执行，并且不限于权利要求中给出的顺序。术语“优选地”也是非排它性的，其中其旨在表示“优选为、但不限于”。相应地，本发明的范围应当仅仅由所附的权利要求及其法律上的等价内容来确定，而不是由上面给出的说明和实例确定。
一种用于对标靶体内的所选区域进行加热的热疗治疗系统，其包含功率源和多个电磁施加器，所述多个电磁施加器与功率源电气通信，并且被安排在焦点区域周围的环绕阵列中，以便将其综合辐射输出集中到焦点区域上。治疗系统还包含支撑机构，其适用于在施加器的环绕阵列中支撑标靶体；以及定位机构，其适用于移动支撑机构，并将标靶体内的所选区域与焦点区域对准。另外，定位机构还适用于，对焦点区域的响应于综合辐射输出与标靶体之间相互作用的移动进行补偿。
使用相控阵列和患者定位的深加热热疗制作方法
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