专利名称：凝固微波辐射器和系统的制作方法众所周知，可使用电磁(EM)能加热组织来治疗疾病。在使用微波能进行组织加热时，具有微波辐射天线的辐射器相对于待治疗(加热)组织进行放置，以便从天线辐射出的 微波能穿透组织并进行加热。许多微波辐射器在本领域是公知的。当温度在足够的时间内高于正常细胞温度吋，活体组织细胞便会死亡(或坏死)。所述足够的时间一般取决于细胞的加热温度。当高于大约41. 5°C的阈值温度时，多数恶性细胞都会发生大量热损害。当高于45°C时，多数正常细胞会发生热损害。在治疗时，需要在足够的时间内使目标组织中的温度升高，以便消除目标细胞，同时使附近的健康组织保持安全的低温。为此，当使用涉及组织加热的治疗方法时，最重要是确保整个肿瘤到肿瘤边缘得到充分的肿瘤加热，同时降低关键正常组织的温度。热疗有时与其他治疗相结合，例如外科手术、离子辐射以及化疗。例如，当热疗与辐射治疗结合时，最好使病变组织内的温度保持在42到45°C。当使用组合治疗时，一般最好不要使温度太高，因为高温可能导致抗辐射治疗的微血管崩解，如果损坏血管，还会減少到达肿瘤的全身化疗量。温度太低也不行，会导致无法达到充分的治疗效果。因此，重要的是控制温度在综合治疗的希望范围内并且如果要折衷来自其他治疗的这样的组织损害则不允许将肿瘤或肿瘤周围组织的温度加热到高于45°C。在此受控温度范围内的治疗通常被称为热疗。単独通过加热杀死组织的热疗形式一般被称为凝固或消融。为了只通过加热根除癌性肿瘤，需要确保充分加热整个肿瘤。对于恶性肿瘤而言，如果留下活肿瘤细胞，便会迅速地再次生成肿瘤，使患者面临相同的问题。在一般被称为微波凝固或微波消融的治疗中，将病变组织加热到至少约55°C，并且一般高于约60°C，为了使照射时间足以杀死细胞，一般大于约一分钟。对于微波凝固和微波消融治疗，存在温度的量减，范围从受治疗组织中的高温到受治疗组织以外正常组织温度37°C。如果过度加热这类正常组织，受治疗组织体积中整体热分布的外边缘会对正常组织造成损害。因此，对于在凝固或消融体积保持极高温度的延长的凝固或消融治疗，很可能损害周围的正常组织。为了适宜地治疗目标癌性肿瘤体或其他待治疗组织体积，最重要是在足够的时间内适当地提供正确的热分布以消除肿瘤组织，同时最大程度上减小对周围关键正常组织的损害。幸运的是，有些肿瘤位置位于可通过有限区域加热来破坏的正常组织内，不会影响患者健康，例如肝组织。在这种情况下，可逐步实施凝固，并且包括在破坏有限的周围正常组织时的安全余量，从而确保消除所有恶性肿瘤。凝固和消融治疗中常见的极速加热到高温的过程利用短时间照射。这样，产生的温度分布主要取决于组织内的能量吸收分布。但是，如果这种治疗持续若干分钟，肿瘤和周围组织的血液流动和热传导将改变温度分布，从而导致较不可预测的热分布，因为无法预测这些区域中的血液流动变化。因此，重要的是优化所吸收组织加热能量的均匀性来实现更适合治疗方案的可预测温度分布。因此，在治疗前(也可以在治疗期间)用于计算由施加到组织的功率和功率的相对相位的參数导致的能量和温度分布的治疗前计划实践不仅对于凝固和消融很重要，对于热疗也很重要。如果在治疗期间使用较高的温度，可能会増加患者的不适和痛苦，因此它有助于避免过高温度，从而減少使患者镇静的需要。侵入式微波能辐射器可以插入活体组织，将加热源置于病变组织区域内或置于其附近。侵入式辐射器帮助克服当目标组织区域位于皮肤下面(例如，前列腺(prostrate))时表面辐射器所遇到的一些困难。侵入式辐射器必须适宜放置才能局域化对希望的治疗区域周围的加热。但是，即使放置正确，也很难确保在病变组织中产生足够热量的同时不会过度加热周围健康组织。进ー步地，当辐射器在较高功率级别上操作来产生凝固和消融所需的较高温度时，辐射器一部分中从体外部引入辐射器内辐射天线位置的同轴电缆可能加热到非常高的温度，从而对辐射器到达待治疗病变组织而经过的正常组织造成热损害。因此，现有技术中使用各种对辐射器进行冷却的方法。当在现有技术中使用射频(RF)电极时，主电极以侵入方式插入身体，同时次电极以侵入方式插入身体(例如，在双极RF辐射器中)或者单独位于其他位置，或放在身体外部的皮肤上，以便射频加热电流从主电极流到次电极。在此过程中，主电极周围的组织可能干燥和烧焦。当需要将RF加热电流传输到次电极的主电极周围的组织干燥吋，电极周围组织的干燥会增加电阻，阻止加热电流的流动。此组织干燥过程然后限制电流从主电极流入干燥或烧焦组织以外的组织，从而将组织凝固区域限于形成电极周围干燥或烧焦组织之前实现的组织凝固区域。已经开发出ー种将诸如盐溶液之类的流体从这种主RF电极的尖端注入的技术，从而取代在该区域中加热的组织液，由此通过保持电极附近组织的湿度和导电性来降低对电流的电阻。这样便可持续从主电极提供希望的电流以产生希望的组织加热和凝固。此技术的实例在美国专利号6，066，134、6，112，123和6，131,577中示出。在本领域 中公知，诸如盐溶液之类的流体可以与微波天线结合使用，其中将诸如盐溶液之类的流体的注入引入主加热区域，从而通过取代主辐射区域组织中的流体来帮助保持天线的辐射阻抗和加热。此技术的实例在已发布的美国专利申请2006/0122593和2009/0248006中示出。还利用其他方法来改善在组织的微波凝固期间的阻抗匹配，例如通过频率变化(美国专利号7，594，913)和暴露的辐射天线尖端的变化(美国已发布申请2009/0131926)而实现的调整变化。还公知对于微波能辐射器，尤其是在915MHz上操作的辐射器，辐射能会形成泪滴形加热图形，该图形带有沿辐射器插入路径朝向辐射器近端，沿辐射器轴从目标加热区域延伸回正常组织的尾巴。在某些情况下，所述尾巴的范围在治疗期间变化，以及随着辐射器的定位变化(例如，辐射器的插入深度)。形成此加热尾巴以及根据可变插入深度改变凝固区域并不是所希望的结果，因为凝固区域应该在各种合理插入深度处保持一致，而且辐射器产生的加热区域应希望地具有更趋球形的形状，从而产生更趋球形的消融区域。已发现，施加到组织的微波能频率是所产生的加热和消融区域形状的ー个形成因素。微波频率915MHz和2450MHz被认为适用于热疗和消融。频率为915MHz的微波比频率为2450MHz的微波长。一般而言，已发现较长的913MHz可进入组织更深的位置，并且穿透组织时的衰减较小，从而在给定功率级别产生的加热图形大于具有较高的2450MHz频率的微波。但是，尽管较长的913MHz微波产生较大的加热图形，但是当前可用的913MHz频率微波辐射器所产生的加热图形为椭圆形并且趋向沿辐射器从天线延伸回人体外部。单个915MHz微波天线的加热或消融区域的放射直径可以小到沿辐射器的加热或消融区域一半长度。当前可用的2450MHz频率微波辐射器也产生有些像椭圆的加热图形，但是，2450MHz频率微波辐射器所产生的加热图形与915MHz频率辐射器所产生的加热图形相比，不太像椭圆，而更趋球形。因此，915MHz提供较深的穿透以及较长的凝固图形长度，2450MHz提供较浅的穿透以及较短的凝固图形长度。例如,请參阅Sun等人所著的“Comparison of AblationZone Between915-and 2，450—MHz Cooied—Snaft Microwave Antenna:Results in In VivoPorcine Livers，T)01:10. 2214/AJR. 07. 3828和AJR 2009 ;192:511_514，以及Liu等人所著的“Comparison of percutaneous 915 MHz microwave ablation and 2450 MHz microwaveablation in large hepatocellular carcinoma，，Int. J. Hyperthermia, 2010, l_8Early、Online。在申请人执行的测试和模拟中，申请人发现对于单个天线辐射器应用而言，使用2450MHz提供的沿单个插入轴的消融和加热长度比使用915MHz上工作的单个天线辐射器时提供的长度要短。这导致对于单个辐射器消融而言，2450MHz的消融区域比915MHz的消融区域更趋球形。待治疗的癌性肿瘤通常基本为球形，因此当希望出现更趋球形的小消融图形时(尤其是当使用单个辐射器吋)，使用2450MHz是有利的。但是，当在相位阵列安排中使用多个辐射器时，使用915MHz频率可以产生比使用在2450MHz上操作的多个天线阵列，或者比915MHz或2450MHz上的单个辐射器消融更大、更趋球形的消融和加热图形。这说明，根据待治疗病变组织体的大小和形状，在某些情况下最好使用2450MHz，在另ー情况下最好使用915MHz。2450MHz和915MHz微波组织治疗系统都可作为单独的系统购得。尽管本领域中公知用于将微波能施加于组织以提供加热的许多微波辐射器和系统，但需要更好的辐射器，这些辐射器应该易于使用，具有更一致的可预测加热和消融图形，具备有效的辐射器轴冷却功能，并且可根据需要提供轨道(track)凝固或消融。
根据本发明，在微波凝固和消融中使用的微波辐射器包括伸长的辐射器主体，所述主体具有插入活体组织区域的插入端(远端)以及与微波能的源附接的附接端(近端)。用于将微波能辐射到待治疗组织内以产生希望的加热和消融图形的天线被设置为朝向所述伸长的辐射器主体的插入端。同轴微波能传输线置于所述辐射器主体内以将所述微波能从所述辐射器的附接端导向所述天线。外导电套形成所述辐射器主体一部分的外部并同心环绕所述微波能传输线并与所述传输微波能传输线间隔以在所述外导电套的内表面和所述微波传输线的外表面之间形成冷却流体空间。导向套以同心方式位于此冷却流体空间内并且向内与所述外导电套间隔，并且环绕所述微波能传输线的外部井向外与所述微波能传输线间隔。所述导向套将循环冷却流体沿所述微波能传输线的外表面和所述外导电套的内表面引导，从而冷却所述微波能传输线和所述外导电套以使在活体外部和或活体中待处理组织之间延伸的辐射器部分的温度保持低于损害健康组织的温度。放置温度传感器以测量循环冷却流体的近似温度，从而指示冷却流体在冷却流体空间中正在循环并且所述微波能传输线和所述外导电套在微波凝固或消融治疗期间正被冷却。通过监视冷却流体的近似温度，可以更好地控制沿辐射器插入轨道对组织加热(其中插入活体到达病变组织)，从而确保在治疗期间最小化对周围正常组织的损害。所述冷却流体空间从辐射器近端延伸到希望的加热和消融区域的紧邻(approximate)近端。由于在凝固和消融治疗期间，一般不需要对要加热的组织进行冷却，所以不在希望加热组织的辐射器辐射天线区域中提供冷却。在本发明的一个实施例中，用于对活体内的病变组织进行热疗的微波辐射器包括ー个手柄，通过此手柄抓住辐射器并操控辐射器插入活体。具有插入活体组织区域的插入端的伸长的辐射器主体从此手柄延伸，该手柄通常会形成所述辐射器主体的附接端。天线被设置为朝向所述辐射器主体的插入端。微波能通过采取位于所述辐射器主体内的同轴电缆形式的微波能传输线从所述手柄导入所述天线。所述同轴电缆包括由位于其间的介电材料分隔的内导体和外导体。所述外导电套从所述手柄延伸到所述外导电套的插入端，它与导电尖端之间具有间隙，该间隙通常由介电材料填充。插入尖端、外导电套和填充它们之间间隙的介电材料的外径全部相等，以便形成用于插入活体的基本平滑连续的伸长的辐射器 主体。将插入活体的所述伸长的辐射器主体，或其中的至少一部分可以使用诸如特氟龙之类的防粘性介电材料涂敷。这样可至少部分地減少凝固组织对辐射器外表面的粘连，尤其是在组织凝固和消融区域中，从而便于在治疗后去除辐射器。但在ー个辐射器实施例中，分隔导电尖端和外导电套的介电材料的一部分保持暴露以便于加热的组织直接接触。所述介电材料采用与加热的组织粘连的PEEK (聚醚醚酮(polyetheretherketone))等材料。此介电材料是沿辐射器相对小的区域，但组织会在加热时粘连到该区域，并且此粘连将稳定所述辐射器以使其在治疗组织期间保持其自身的位置。当需要去除辐射器时，可以旋转辐射器，例如将辐射器旋转30到45度，以使其与组织释放并去除。在所示实施例实例中，从手柄延伸的伸长的辐射器主体基本上是刚性的。所述外导电套可以由诸如不锈钢之类的金属制成。所述辐射器导电插入尖端也可以为诸如黄铜或不锈钢之类的金属，并且足够得尖，以便直接将辐射器插入待治疗组织。但是，即使很尖，辐射器一般也不能直接插入坚韧的皮肤组织，但是通常需要首选使用皮下注射针插入皮肤来开一切ロ或ロ子，然后将辐射器插入此切ロ或开ロ。进ー步地，在所示实施例实例中，金属导电分流器(shunt)位于导电外套的插入端以朝向插入尖端延伸。所述分流器还与所述微波能传输线的外导体进行电连接，从而将所述微波能传输线的外导体电连接到所述传导外套。所述插入尖端通过基本上刚性的电介质隔离物固定在所述分流器的插入端(但是与所述插入端分离)，所述隔离物的结构坚硬，防止分流器和尖端之间的联接弯曲，并且使尖端(与微波能传输线内导体电耦合)与分流器(与微波能传输线外导体电耦合)电绝缘。基本上刚性的电介质隔离物接合到分流器和辐射器尖端上，例如通过环氧粘合剤。在另一所示实施例实例中，不使用分流器并且介电材料将导电尖端连接到外导电套。在该实施例实例中，所述外导电套与外导电尖端和微波能传输线的外导体电绝缘。非导电导向套从手柄延伸并以同心方式位于伸长的福射器主体内，向内与外导电套间隔并且环绕微波能传输线延伸，向外与微波能传输线间隔(即，向外与其外导体间隔)。所述导向套将循环冷却流体沿同轴微波传输线的外表面从手柄引导到导向套上朝向辐射器插入端的末端，围绕导向套端末端，以及沿外导电套的内表面引导回手柄。也可以使用相反的冷却流体流。冷却流体循环可以冷却同轴微波传输线和导电套，以使在活体外部和活体内待治疗组织之间延伸的辐射器部分的温度保持低于损害健康组织的温度。在诸如手柄中放置温度传感器以测量辐射器中循环冷却流体的近似温度。辐射器中冷却流体的温度可以指示流体循环系统是否工作，以及是否充分冷却。在手柄中通常通过软管提供从冷却流体加压源中冷却流体的供应连接和返回连接。另外，手柄中还提供连接到微波能的源的连接(例如，通过挠性同轴电缆)。所述手柄充当从微波产生器延伸出的更挠性的同轴电缆和从冷却流体源，以及基本上刚性的伸长的辐射器引出的更挠性的流体软管之间的接ロ。在一个实施例实例中，提供外套裹住从手柄延伸出来的软管和挠性同轴电缆以使它们连在一起，从而简化辐射器操作。外套材料的ー个实施例是塑料编织材料，紧紧裹住伸出来的封闭软管和同轴电缆。在辐射器中使用的温度传感器可以是热敏电阻器。热敏电阻器的阻抗随热敏电阻器的温度变化。热敏电阻器测量的温度由外部电路获取并通过使恒定dc电流通过热敏电阻器来測量温度。热敏电阻器的电阻然后产生指示热敏电阻器温度的dc电压。手柄中的 温度传感器或沿辐射器放置的温度传感器可以通过诸如电阻耦合网络和电容耦合网络之类的耦合网络与从微波产生器延伸出来的挠性同轴电缆耦合。所述电阻和电容耦合网络允许dc电流在隔离热敏电阻器与微波能信号时从同轴电缆导体流到热敏电阻器或者从热敏电阻器流回同轴电缆导体，并且允许微波能信号在隔离天线与dc电流时流到天线。类似地，可以在挠性同轴电缆的另一端使用耦合网络一例如在功率分配和多路复用电路中ー以隔离dc温度信号与挠性同轴电缆导体并在隔离温度传感电路与微波能信号时将温度信号引导到系统控制器中的温度传感电路，以及在隔离系统微波产生器与dc温度信号时传递来自系统微波产生器的微波功率信号。使用系统控制器中的计算机感测正向功率、反射功率，測量热敏电阻器温度，以及可能地监视其他变量(例如，通过ー个或多个单独插入的温度传感器监视组织温度)提供了对所应用的微波能和适当安全以及微波凝固或消融程序操作的控制和反馈。除了测量辐射器中冷却流体线近似温度的温度传感器外，还可以沿伸长的辐射器主体放置ー个或多个温度传感器，以便通过将所述ー个或多个温度传感器到測量沿辐射器的活体组织的温度的位置。如果提供这些附加温度传感器，则通常有利的做法是在辐射器操作期间，将这些温度传感器之一放在接近通过天线加热的活体组织中希望的加热区域或允许加热区域的希望的外边缘的位置。如果待治疗区域边缘以外受保护的组织接近不希望的高温，可以使用上述温度传感器放置提出警告。它还可以用于在治疗期间估计有效加热体积外边缘的位置。使用相位阵列也可以减少沿辐射器轴的微波加热，因为在相位驱动并具有间距的天线之间存在能量交叉耦合，所述能量交叉耦合提供沿插入辐射器外部的局部功率对消，并使这些插入辐射器之间的组织加热増加。当几乎平行插入的天线之间的距离近似波长的一半，以便交叉耦合能量由于其自身辐射能而与天线上的相位不同相时，便实现此局部功率对消。例如，对于915MHz频率，诸如肌肉和肿瘤组织之类的典型高含水量组织中的波长接近4. 3至4. 7cm。这意味着对于2. I到2. 4cm的插入分隔而言，分隔对于此180度关系大致正确。对于180度以外的重要相位差，也存在交叉耦合相对消，例如，135或225度相位差仍通过微波耦合场的交叉耦合提供局部相位抵消以部分地抵消沿插入辐射器外部的微波能。这与915MHz实例中介于大约I. 6到3. Ocm的福射器间隔一致。插入轴周围微波能的这种局部抵消导致在有源微波组织加热期间减少沿插入轴的加热。这样还能減少位于辐射天线和外轴周围的局部电场以减少组织粘连到天线和轴的情况。控制加热可以进ー步包括以相控阵列系统地使用辐射器，其中包括采取术前计划形式的优化计算指导，以便为辐射器阵列提供理想的插入图形以及功率和相位，从而产生和控制肿瘤体积中，尤其是肿瘤边缘上的组织的功率沉积、温度和/或凝固的改进均匀性。因此，通过对计划的插入图形和天线数或已形成的实际图形进行数值计算来优化和控制治疗，所述实际图形由各种非侵入式成像过程(例如，计算机断层摄影(CT)、超声波或磁共振成像(MRI))来指示。计算机控制系统还可以使用来自计算机数值模型的预测功率图形，借助这些计划信息来调整每个插入辐射器的 功率幅度和相位。在本发明的相控阵列实施例中，使用单个微波产生器为所有辐射器提供微波能。所述产生器一般在915MHz上工作，此频率是一般许可在医疗应用中使用的发射频率。此单个产生器与无源、非切换微波阻抗匹配功率分配器(分割器(divider))相连，该功率分配器用于同时将功率导向与一个或多个微波双极天线(例如，针对上述辐射器描述的天线)相连的多个端ロ。此设置同时将几乎相等的功率提供给每个输出连接端ロ。此设置还在每个输出端ロ提供相等的微波能相位输出。因此，当多个天线连接到功率分配器的端ロ吋，它们具有相等的功率和相等的相对相位，因此正确地称为相控天线阵列。接入每个电线上辐射点的电缆保持相同的电长度，以便来自天线的辐射能保持相位同步和相位相干。所述相位同步表示所有天线的辐射相位之间存在固定相位关系，所述相位相干表示来自每个天线的相对辐射相位几乎相同。使用此处所述的相控阵列通过提供目标组织凝固的改进均匀性而增加了天线之间空间中的加热，所述改进均匀性提供的能量吸收多于使用通道切換和其他非相位同步和非同时通道操作方法所提供的能量吸收。当使用相控辐射器阵列时，辐射器天线近似以对应于待治疗组织周围插入圆周边上的相等间隔的图形插入。这样为沿插入图形的周边的天线提供了几乎相等的间隔。因此，两个天线的图形在表示插入圆直径的分隔距离处插入。三个天线形成三角图形，因为它们在圆形插入图形周长上的间隔几乎相等。四个天线形成正方形图形。这些天线当插入时近乎平行于插入相对于待治疗组织的几乎相同的深度位置的每个天线的辐射中心点，以便具有几乎并列对齐的福射馈入点(feedpoint)。如指出的那样，本发明的辐射器可用作插入病变组织的单个辐射器，或者用作置于病变组织中或病变组织周围的多余一个的辐射器的阵列。为了提供从微波能产生器到待治疗组织的最有效微波能传输，微波能从微薄产生器到辐射器天线的流动路径应该具有阻抗匹配特性并且针对所使用的辐射器数目进行调谐。当使用单个辐射器时或当使用多个辐射器以形成阵列时，这可能需要具有不同功率分配器的不同系统。本发明可以提供特殊功率分配器电路以便可针对单个辐射器或多个辐射器使用单个系统。根据本发明，提供至少一个功率分配器电路以将微波能产生器耦合到至少ー个同轴微波能供应电缆，从而将来自微波产生器的微波能提供给微波辐射器。所述至少一个功率分配器电路具有与微波产生器相连的微波功率输入和多个输出端ロ，其中所述多个输出端ロ之ー是单连接输出端ロ，在只有一个同轴微波能供应电缆和微波辐射器连接到功率分配器电路时使用，所述多个输出端口中的其余输出端ロ是多连接输出端ロ，在两个或更多个同轴微波能供应电缆和微波辐射器连接到功率分配器电路的两个或多个多连接输出端ロ时使用。所述单连接输出端ロ被阻抗匹配并调谐，以在使用单个辐射器时提供有效能量传输，所述多连接输出端ロ被阻抗匹配并调谐，以在提供多连接输出端口中的两个到全部端口上使用多个辐射器时提供有效能量传输。通过这种方式，如果使用单个辐射器，则该辐射器连接到单连接输出端ロ。如果使用多个辐射器，则所述多个辐射器之一连接到不同的多连接输出端ロ并且没有一个辐射器连接到单输出端ロ。可以提供装置以检测是否有天线连接到特定微波能输出端ロ，以及此类天线是否连接到正确端ロ。如果如上所述，在辐射器中使用热敏电阻器或其他电阻式温度传感器，则可以实现这一点，并且dc温度传感器信号基本通过同轴电源线传输到系统控制器。在该实例中，系统控制器可以通过检测这类输出端ロ上是否存在温度传感器信号来检测哪个输出端ロ连接有辐射器。通过检测连接到功率分配器电路输出端ロ的辐射器数目以及这些辐射器连接到哪些输出端ロ，系统控制器可以确定是否连接单个辐射器，如果是，则判定该辐射器是否正确连接到单连接输出端ロ，或者确定是否连接两个或多个辐射器，如果是，则确定这些辐射器是否正确连接到多连接输出端ロ。如果多个辐射器之ー连接到单连接输出端ロ或者如果单个辐射器连接到多输出端ロ之一，则系统控制器可以提供警报信号。进ー步地，当使用其中冷却流体通过辐射器循环的多个流体冷却辐射器时，有必要提供每个辐射器的冷却流体源和用于冷却流体的返回线。为了快速轻松地连接可变数量的辐射器，本发明可以提供适合于连接的冷却流体循环系统并为单个辐射器到预设数量的多个辐射器提供冷却流体循环。本发明的此类冷却流体循环系统包括多个冷却流体供应连接器，每个供应连接器适合于连接到各个辐射器冷却流体入ロ，并且包括同样数量的多个流体返回连接器，每个返回连接器适合于连接到各个辐射器冷却流体出口。所述多个冷却流体供应连接器中的每个连接器包括常关的关闭阀，此关闭阀在连接到辐射器冷却流体入ロ时打开。此关闭阀在除了当连接到冷却流体入ロ时之外阻止冷却流体从供应连接器的液体流出。所述多个流体返回连接器中的每个连接器包括单向阀，此阀仅允许液体流入流体返回连接器。这样阻止液体通过流体返回连接器流出系统，但是当连接到辐射器冷却流体出口时，允许返回液体通过返回此连接器流入系统。通过此冷却流体循环系统，当仅使用单个辐射器时，所述多个冷却流体供应连接器之一连接到单个辐射器的冷却流体入口，并且所述多个流体返回连接器之ー连接到单个辐射器的冷却流体出ロ。这将提供通过单个辐射器的冷却流体流，没有冷却流体会流过任何未连接到辐射器的冷却流体供应连接器或流体返回连接器。当使用多个辐射器时，所述多个冷却流体供应连接器之一连接到多个辐射器之一的冷却流体入口，所述多个流体返回连接器之一连接到多个辐射器之一的冷却流体出口。这样将提供与辐射器冷却流体入口之一相连的冷却流体供应连接器，以及与辐射器冷却流体出ロ之一相连的冷却流体返回连接器，从而提供通过附接到系统的多个辐射器中的每个辐射器的冷却流体流。可以高至冷却流体供应系统中的冷却流体供应连接器的数量的任意数量的辐射器连接到冷却流体供应系统。再次，没有冷却流体会流过任何未连接到辐射器的冷却流体供应连接器或流体返回连接器。冷却流体循环系统的ー个实施例还可以包括冷却流体存储器、将冷却流体从冷却流体存储器抽到多个冷却流体供应连接器的泵，以及将多个流体返回连接器连接到冷却流、体存储器以允许冷却流体从流体返回连接器流到流体存储器的流体导管。所述冷却流体存储器可以便利地采取装满无菌生理盐水的IV袋的形式。导电辐射器插入尖端和外导电套的插入端之间的窄分隔间隙在所述间隙上提供高微波强度区域，当从受治疗组织拔出微波天线期间施加微波能时，此区域可用于凝固沿插入轨道的组织。当从组织去除辐射器时，这样可以凝固沿插入轨道的组织和血管以及可能沿轨道的任何病变组织。通过在伸长的辐射器上提供具有规则间隔的深度标记以及与规则节奏声音配合从活体拔出辐射器，可以基本恒定的速率从活体去除辐射器，从而实现有效的轨道消融。已经发现，除了具有规则间隔的深度标记外，可以有利地另外提供在伸长的辐射器主体外部上显示的位于从产生组织消融的辐射器部分(加热区域或消融区域)朝向辐射器附接端的已知距离的位置处的警告标记。当辐射器从受治疗组织拔出时，此警告标记的外观指示轨道消融或凝固区域何时接近皮肤外表面，以便不到皮肤面积的希望的位置上停止拔出辐射器，从而避免损害或凝固皮肤面积中的组织。如指出的那样，在用于微波凝固和消融的当前微波天线，尤其是在915MHz上操作的辐射器中发现的限制是能量分布图形一般沿辐射器，从辐射器的微波能辐射部分周围的 希望的凝固和消融区域的近端朝辐射器近端延伸回。这样使凝固和消融区域沿辐射器朝向辐射器近端不希望地延伸超过需要凝固或消融的组织。这样将产生椭圆或泪滴形加热图形形状，其中能量分布图形以及凝固和消融区域的希望的形状一般更趋球形。发明人在理论上说明由于组织干燥，微波能从希望的加热区域近端开始，沿辐射器朝向辐射器近端延伸，从而使微波天线产生加热区尾巴，并且此尾巴在施加微波能期间，经常沿辐射器不断延伸，首先在微波天线周围的希望的加热和消融区域，然后沿辐射器主体从希望的加热区域朝向辐射器近端延伸。此理论认为，当希望的加热区域周围的组织干燥时，组织的介电常数降低并且组织中微波能的波长变小。当组织中微波能的波长变大吋，由微波能加热的区域沿辐射器朝近端増加，并且更长的微波延伸到这个新区域并加热其中的组织。这ー加热会使该组织干燥，从而进一歩延长该区域中微波的波长，进一歩使加热区域沿辐射器轴延伸，从而沿辐射器插入路径加热沿辐射器轴朝向辐射器轴近端的更多的组织。作为替代或补充，当组织干燥并降低组织介电常数值时，将有更多辐射电场集中在辐射器近端外部周围的干燥组织中，所述外部通常由金属外轴形成。这是由于垂直于金属轴的金属并且与各组织的介电常数值成反比的电场分布随着干湿组织之间的边界而变化。这意味着垂直通过干燥组织层的传递到垂直金属轴的电场线以其相对于组织的分布变化。例如，如果轴周围组织的介电值由于烧焦降低10倍，则干燥和烧焦区域中的电场强度将增加10倍，当它沿辐射器外金属体朝向近端传播时，不会像非干燥组织的电场强度那样迅速衰减。这样可进ー步増加沿辐射器近端主体部分组织中的加热或消融区域的锥形尾巴的长度。发明人发现，通过将诸如盐溶液之类的流体供应到沿辐射器轴从希望的加热区域的紧邻近端朝向辐射器近端延伸的组织以替代这些组织中的流体，并且防止这些组织干燥，可以限制加热区域的尾巴，并且它基本保持恒定，而不是随着加热时间的增加而延长。因此，通过将流体注入沿辐射器轴从希望的加热区域的近邻近端朝向辐射器近端延伸的组织，该区域中的组织保持含水或水分含量并且限制所述尾巴沿辐射器延伸的距离，基本阻止尾巴在加热期间持续变长。所以，加热和消融区域变得不太像泪滴形，而更趋球形。出现此情形而不将流体注入希望的加热区域，因此希望的加热区域中的组织在加热期间会干燥。通过将流体注入被示为位于希望的加热区域近侧外部，可以设计和调整辐射器以产生基本恒定的加热和消融区域。可以通过各种方式将流体供应给组织。如果辐射器包括辐射器流体冷却系统，则注入组织的流体可以是来自辐射器冷却系统的冷却流体的一部分，从冷却系统导入组织，或者具有或不具有流体冷却系统，专门并直接地流体直接提供给组织以保持潮湿的条件。如果使用包含冷却系统(通过辐射器循环冷却流体)的辐射器时需要将流体注入组织，如针对本发明的示例性实施例实例描述的那样，则在外导电套和/或分流器上提供ー个或多个开ロ，允许在辐射器中循环的一部分冷却流体从辐射器流入辐射器周围邻近辐射器产生的希望的加热和消融区域近端，并且从希望的加热和消融区域近端朝向辐射器近端延伸一距离的组织。ー个或多个开ロ的尺寸和位置被设置为基本上允许在辐射器中流体循环期间有预定量的流体流入组织，从而在辐射器操作期间保持组织的水分。进ー步地，如指出的那样，根据待治疗病变组织体的尺寸和形状，可以有利地在某些情况下使用2450MHz微波，在另ー些情况下使用915MHz微波。在本发明的进ー步实施例中，微波消融系统同时包括915MHz微波产生器和2450MHz微波产生器,这两种产生器包含公共电源和公共控制系统，以便为ー个适合于将2450MHz频率的微波施加到待治疗组织的辐射器和/或为ー个或多个适合于将915MHz频率的微波施加到待治疗组织的辐射器提供输出连接。所述系统可以例如针对特定治疗过程提供选定频率或其他频率，或者可以适合于同时或以复用方式提供这两个频率的输出，从而基本同时提供这两个频率，或者根据时间提供这两个频率(其中以预定时间提供ー个频率，之后以预定时间提供另ー频率)。此类系统允许在不同治疗过程中使用915MHz微波或2450MHz微波，或者允许借助单个操作系统的公共控制，在同一治疗过程中同时使用915MHz微波或2450MHz微波。当结合附图阅读以下详细描述时，本发明的其他特征将变得更显而易见，所述附图示出当前为执行本发明构想的最佳模式，在所述附图中图I是根据本发明实施例的辐射器的侧视图；图2是图I中的辐射器的一部分的垂直剖面；图3是图2中辐射器的一部分的剖开透视图；图4是图I中的辐射器的手柄部分的垂直剖面；图5是图4中所示的辐射器手柄部分内的电连接的电路图；图6是本发明的辐射器手柄的另ー实施例的剖开透视图；图7是使用本发明的辐射器用于微波治疗的系统的方块图； 图8是当使用多个辐射器的阵列时与本发明的系统一起使用的功率分配器和复用器的方块图；图9是图I中所示的辐射器的侧视图，其中示出沿辐射器的附加深度标记；图10是类似于图2中的辐射器的本发明不同实施例的辐射器的垂直剖面；图11是本发明的冷却流体循环系统的示意表示；图12是本发明的辐射器所产生的加热图形的计算机生成表示，其中允许干燥和烧焦沿辐射器近端部分的组织；图13是与图12使用的辐射器相同的本发明辐射器所产生的加热图形的与图12的表示类似的计算机生成表示，其中流体被沿辐射器的近端部分注入到组织以限制该组织的干燥和烧焦；图14是类似于图10中的辐射器的带有流体注入端ロ的本发明的辐射器的不同实施例的垂直剖面；图15是类似于图2的辐射器的带有流体注入端ロ的本发明的辐射器的不同实施例的垂直剖面； 图16是类似于图10和14中的辐射器的本发明其他辐射器实施例的垂直剖面，其中带有液体注入端ロ但不带冷却流体返回路径；图17是类似于图2和15中的辐射器的带有流体注入端ロ但不带冷却流体返回路径的本发明的辐射器的不同实施例的垂直剖面，其中；图18是类似于图11的示意表示的本发明冷却流体循环系统的示意表示，但该系统不带流体返回线路和流体返回连接器，并可以用于图17和18中的辐射器；图19是本发明的冷却流体循环系统的示意表示，该系统不带流体返回线路、流体返回连接器和流体泵，并可以用于图17和18中的辐射器；以及图20是示出本发明的双频率消融系统实施例的方块图。

电阻器60的功能是在每次施加微波功率时提供冷却流体确实在辐射器中流动的指示。在施加微波能期间，微波能导致辐射器中的同轴传输线26自加热。这增加了同轴传输线26的温度増加，由此加热热敏电阻器60和同轴传输线26之间的周围部件。如果没有冷却流体循环，辐射器外导电套18便可能达到会损害正常组织的温度。冷却流体在辐射器中沿同轴传输线26和外导电套18流动可以消除所产生的大部分热量,从而热敏电阻器60在冷却流体流动时比没有流体流动时更凉。如果冷却流体流动停止或受限，则流体会加热到高于正常流动时的温度。当正常流动时，辐射器外导电套18将保持低于组织损害温度。热敏电阻器是根据自身的温度改变电阻的电阻式电器件。从热敏电阻器60引出的两条线62a和62b跨电容器56连接。线62a连接到电容器56，同时直接连接到挠性同轴电缆46的外导体49。线62b连接到电容器56的另ー侧并且也通过导电金属路径57连接到电阻器54的ー侧。电阻器54的另ー侧通过线或导电金属路径59连接到导电金属路径51。因此,热敏电阻器60被电连接在挠性同轴电缆46的内导体48和外导体49之间。这样允许借助从中心导体48通过导电金属路径51和59流到电阻54以及通过导电金属路径57和线62b流到热敏电阻器60，以及通过线61a和线47流回挠性同轴电缆46的外导体49的直流电流来监视热敏电阻器60的电阻。电容器52阻止直流电流入同轴传输线26的内导体29，从而阻止直流电流入辐射器天线和辐射器所插入的活体组织。如果在电路中提供电容器55，则该电容器可以阻止直流电流流入同轴传输线26的外导体27，从而进一步确保直流电流不会流入天线和辐射器所插入的组织。该描述的电路允许挠性同轴微波能供应电缆用作两个目的。用于监视热敏电阻器60的电阻的dc电流流过挠性同轴微波能供应电缆46，并且微波能也从微波能产生器流过挠性同轴微波能供应电缆46到达辐射器。通过所述的设置，温度指示信号通过相同的两个同轴电缆导体48和49在热敏电阻器和系统控制器之间传送，这两个导体将微波功率从微波能产生器传递到辐射器。这样就不需要在手柄和系统控制器之间提供単独的附加线来传送来自热敏电阻器的温度信号。如指出的那样，来自热敏电阻器60的信号向系统控制器提供外导电套和辐射器中循环的冷却流体的温度指示。在向辐射器施加微波功率时(将导致同轴传输线26的加热)，只要冷却流体在辐射器中正常流动，热敏电阻器60的温度就会保持低。如果冷却流体停止在辐射器中流动或者由于某种原因流动受限，则同轴传输线26将开始变热，并且外导电套18以及辐射器中任何不流动或流动缓慢的冷却流体的温度也会増加。这样会增加热敏电阻器60的温度。热敏电阻器60的測量温度的増加会提供冷却流体未正常流动的指示，并且系统控制器可能激活警报或激活其他校正操作。图6示出类似于图4中的手柄的手柄剖开透视图，只是手柄主体45的配置稍有不同，并且存储腔34和36的入口管30和出口管32的取位也不同。然而，手柄组件的配置基本相同，并且组件的标号与图4中的相同。未示出从热敏电阻器40引出的线。图6更好地示出辐射器手柄的实际构造。通过上面的描述可以理解，除了提供把持辐射器以及操控辐射器插入活体的装置以外，手柄12还可以充当基本上刚性的伸长的辐射器主体14和从微波产生器延伸到辐射器的挠性同轴微波能供应电缆之间的接ロ，将温度信号插入挠性同轴微波能供应电缆，以及还充当从冷却流体源引出或引回冷却流体源的挠性液体软管和冷却流体存储器之间的 接ロ。可以使用各种手柄配置，虽然挠性同轴微波能供应电缆和挠性流体软管被示出从手柄握把端延伸出(如果需要，可以使用外套裹住)，但是也可以在手柄上直接提供连接器以便挠性同轴微波能供应电缆可以连接到手柄以及从手柄去连接，同时使得挠性液体软管也可以连接到手柄以及从手柄去连接。在图4所示的实施例中，挠性同轴微波能供应电缆46和挠性流体软管30和32被示出为在手柄12中并排放置并裹在外套154内，外套从手枪式握把24的末端延伸出，从而使所述电缆和软管一同从手柄延伸出一段距离。这样允许在使用时更轻松地操作辐射器。软管30和32以及电缆46从外套15的末端156延伸出，所述软管以适合于连接到冷却流体供应软管连接器和冷却流体返回软管连接器的软管连接器158和160终止。同轴电缆146以适合于连接到进ー步的微波能供应电缆的电缆连接器162终止。可以针对外套154使用各种材料。已经发现像古代“中式手铐(Chinese Handcuff)"那样紧裹封闭式电缆和软管的塑料编织材料是令人满意的，其提供能够改善辐射器的操作和存储并允许同轴电缆产生的热量容易地通过的良好外覆盖。图7是上面所述的使用单个辐射器用于患者治疗的本发明基本系统的功能方块图。提供诸如计算机屏幕和键盘或简单触摸屏之类的操作者接ロ 61以显示和监视系统控制和治疗过程。用户接ロ通过电缆63连接到诸如计算机处理器之类的系统控制器64。所述控制器通过电缆66控制和监视微波产生器68。产生器68具有微波振荡器,其中功率幅度可以由控制器64来控制和监视，控制器64包括测量产生器68的输出端的正向功率和反射功率。所产生的微波功率然后通过诸如同轴电缆之类的传输线电缆70导向复用器和功率分配器电路74。复用器和功率分配器电路74内的微波路径包含阻抗匹配微波路径，该路径使用挠性同轴微波能电缆72将微波功率导向带有伸长的辐射器主体140的辐射器10。如上所述，在辐射器10内，具有流经温度感测热敏电阻器的dc电流路径，所述热敏电阻器还可使直流电流流经同轴微波能供应电缆72。这个用于测量辐射器伸长的主体14内的温度的直流电流与复用器和功率分配器电路74的复用器部分中的微波功率信号分离，并且沿导向温度监视电路78的dc电路路径76发送。温度监视电路78然后通过电缆80将温度信号引导回控制器64，从而使该控制器监视和控制微波产生器68产生的微波功率级别以便在辐射器10中的測量温度过高时限制传输到辐射器的微波功率。温度监视电路78可以是控制器64的一部分。在许多情况下，希望使用相控辐射器阵列而非单个辐射器来为患者治疗。当使用相控阵列时，多个辐射器以围绕待治疗组织的插入圆的周边的近似平均地间隔的图形以几乎平行的取向插入患者体内。每个辐射器都应插入为使辐射天线相对于待治疗组织位于几乎相同的深度位置，从而具有几乎并列对准的辐射馈入点(feedpoint)。以相控阵列使用多个辐射器一般能更好地控制辐射器，从而使得待治疗肿瘤体积中，尤其是肿瘤边缘的组织的功率沉淀、温度和/或凝固的均匀性优于使用单个辐射器。使用相控阵列还可以減少沿辐射器轴的微波加热，因为以相位驱动并具有一段距离的天线之间存在能量交叉耦合，所述能量交叉耦合使得沿插入辐射器外部产生局部功率对消，并且这些插入辐射器之间的组织加热也增加。通过相控阵列，可以使用术前计划为辐射器阵列提供理想的插入图形以及功率和相位施加，从而产生和控制希望的加热。因此，通过对计划的插入图形和天线数或已形成的实际图形进行数值计算来优化和控制治疗，所述实际图形由各种非侵入式成像过程(例如，计算机断层摄影(CT )、超声波或磁共振成像(MRI))来指示。计算机控制系统可以使用来自计算机数值模型的预测功率图形调整每个插入辐射器的功率幅度和相位。进ー步地，可以采用实际温度测量值并将这些实际温度测量值与预测功率图形和预测温度进行比较并控制系统以补偿差异。在本发明的相控阵列实施例中，使用单个微波产生器为所有辐射器提供微波功率。所述产生器一般在915MHz处操作，此频率是一般许可在医疗应用中使用的发射频率。 此单个产生器与无源、非切换微波阻抗匹配功率分配器(分割器)相连，该功率分配器用于同时将功率导向与一个或多个微波双极天线(例如，针对上述辐射器描述的天线)相连的多个端ロ。此设置同时将几乎相等的功率提供给每个输出连接端ロ。此设置还在每个输出端ロ提供相等的微波能相位输出。因此，当多个天线连接到功率分配器的端ロ时，它们具有相等的功率和相等的相对相位，因此正确地称为相控天线阵列。接入每个天线上辐射点的电缆保持相同的电长度，以便来自天线的辐射能保持相位同步和相位相干。该相位同步表示所有天线的辐射相位之间存在固定相位关系，该相位相干表示来自每个天线的相对辐射相位几乎相同。由于需要针对不同的优化治疗使用不同的阵列图形，并且所需的治疗可以使用单个辐射器或数量变化的多个辐射器，因此需要备能够功能和监视单个辐射器或多个辐射器的系统。但是，本发明通常被设计为优化到单个辐射器或设定数量的多个辐射器的功率传输。这样不提供用单个传输系统配置不同阵列所需的灵活性。另外还希望在阵列功率系统中具有是否有天线连接到特定微波功率输出端ロ的指示，以及天线是否正确连接的指
/Jn o图8示出根据本发明使多个辐射器的温度信号与微波能信号分离的复用器和功率分配器电路的实施例，该实施例可以为单个辐射器、两个辐射器或三个辐射器的附接提供优化。来自微波产生器(未示出)的微波功率信号通过同轴电缆100 (—般具有50欧姆阻杭)供应给复用器和功率分配器电路。所述复用器和功率分配器电路一般位于由诸如特氟龙基材料之类的低损耗介电材料制成的印刷电路卡上，其中接地平面位于ー侧，图8中示出的表示形成各种传输线的导电路径的电路位于另ー侧。输入微波功率信号连接到采取提供功率分配部分的导电片(patch)102形式的输入。这将微波功率导向四个路径，一个路径由路径104示出，三个相同的路径由路径114示出。沿路径104是传导微波功率，但阻止直流电流以防止直流电流到达功率分配片102的芯片型电容器106。输入微波功率流过电容器106沿传输线108到达电路输出端ロ 110。传输线104和108为50欧姆传输线，它们共同在微波工作频率上具有180度的电长度延迟。电容器106具有通常小于2欧姆阻抗的低阻杭，以避免与传输线不匹配。这然后将微波功率从输入传输线100导向电路输出端ロ110。输出端ロ 110形成用于通过附接到输出端ロ 110的50欧姆阻抗同轴微波能供应电缆连接单个辐射器天线的输出端ロ。如果只有单个天线连接到复用器和功率分配器电路，则使用该输出端ロ 110，本文有时也将其称为单连接输出端ロ。功率分配导电片102还与其他三个具有微波输入部分114的相同传输线相连,姆个传输线沿路径具有串联芯片电容器112以及微波输出部分116。与电容器106类似，微波输入部分中的每个电容器112具有典型地小于2欧姆反应性阻抗的低阻抗，从而允许微波功率通过，但是阻止直流电流以防止直流电流到达功率分配电路102。传输线的微波输入部分从功率分配导电片102开始，通过电容器112沿路径114的总长度在微波频率处具有大约90度延迟。另外，当两个或三个辐射器连接到多连接输出端ロ 118时，使用从功率分配导电片102到路径114的端部，带有电容器112的传输线114的微波输入部分的通常介于70和90欧姆之间的特征阻抗来提供用于输入的阻抗匹配部分。微波输出部分116是将线114连接到多连接输出端ロ 118的50欧姆部分，并且这些微波输出部分116的长度典型使微波信号延迟近90度。微波输出部分116的50欧姆阻抗提供挠性同轴微波能供应电缆和 连接到输出端ロ 118的辐射器的匹配阻杭。所述的功率分配器电路形成阻抗匹配微波功率分配器，当将使用单个辐射器吋，该辐射器会连接到单连接输出端ロ 110。在这种情况下，其他三个输出端ロ(每个端ロ都是多连接输出端ロ 118)不会与辐射器连接。从功率分配导电片102到这些多连接输出端ロ118中每个端ロ的路径长度是180度。当没有到端ロ的连接时，传输到这些多连接输出端ロ 118的微波功率将完全反射回，并且此反射功率的反射相位角与这些端ロ的引入功率的相位角完全相同，因为这个一个开路端。这表示从功率分配导电片102到多连接输出端ロ118以及返回功率分配器导电片102的功率的总相位延迟是360度。这个独特的相位延迟然后对于功率分配器而言呈现为开路。因此，开放端ロ 118将这些路径变为不反射将到达输入线100的功率而仅将全部功率导向单连接输出端ロ 110以到单个辐射器的转向路径(tuning path),所述单个福射器连接到用于有效地将功率传输到单个福射器的输出端ロ110。当两个或三个辐射器连接到各个多连接输出端ロ 118时，将不会有任何辐射器连接到端ロ 110。功率分配器导电片102和输出端ロ 110之间的路径延迟也是180度。因此，到达输出端ロ 110然后返回导电片102的延迟是360度。当没有任何辐射器连接到单连接输出端ロ 110时，它还会变为微波能的转向路径。结果是微波复用器和功率分配器电路为自动允许功率导向ー个、两个或三个辐射器的连接的阻抗匹配分配器。不允许只将单个辐射器附接到多连接输出端ロ 118之一，因为这样会导致阻抗不匹配并会使不可接受的反射功率回到输入线100。另外，如果没有任何辐射器连接到功率分配器电路的任一端ロ，则所有传输路径呈现为开路。这样允许在需要时使用多个功率分配器电路以用于多余三个的辐射器。例如，在使用两个功率分配电路时，都可以有ー个到六个辐射器连接到系统。复用器和功率分配器电路还包括与传输线104和114中的每个传输线相连的电感线圈或扼流器(choke) 120、122、124和128。这些电感线圈中的每个线圈通过电容分别连接到带有电容器128、130、132和134的接地底座。这些电容器和电感线圈过滤来自温度感测端ロ 136、138、140和142的微波信号，但是将直流电流信号从传输线108和114传送到这些温度感测端ロ。这些温度感测端ロ连接到温度监视电路，然后再连接到系统计算机或控制器以检测连接到上述所述的辐射器的两个线同轴微波能供应连接器的热敏电阻器的测量电阻。这些从辐射器到温度感测端ロ的直流电流温度感测信号向系统控制器提供由每个辐射器中的温度传感器测量的温度的測量。这些从辐射器到温度感测端ロ的直流电流温度感测信号还向系统控制器提供是否有辐射器连接到该复用器和功率分配器电路的特定输出端ロ的測量。如果辐射器连接到特定复用器和功率分配器电路输出端ロ，例如连接到输