專利名稱：阻抗控制的組織切除儀器和方法
技術領域：
本發(fā)明總體涉及一種以最小的損傷處理組織的方法。具體地說，本發(fā)明涉及一種用切除的方法治療腫瘤和疾病組織的儀器和方法。更具體地說，本發(fā)明涉及一種用切除的方法治療腫瘤和疾病組織的儀器和方法，該儀器和方法通過阻抗值來控制和優(yōu)化分配到靶組織部位的電磁切除能量。
背景技術：
各種切除治療方法，如射頻、微波和激光切除術，可用于治療良性和惡性腫瘤。理論上講，這些方法可能會產生生理和結構上的變化從而導致細胞壞死和所選靶組織的結構破壞。然而在實踐中，用切除的方法治療癌變組織存大非常多的困難，包括(i)靶組織定位，(ii)對腫瘤組織病理狀態(tài)的鑒定和組織活檢，(iii)疾病組織和正常組織的區(qū)分，(iii)將用于切除的儀器置入靶組織部位并保持其位置，(iv)監(jiān)測切除的過程，包括顯示切除的體積，(v)使其對鄰近重要組織的損傷最小，(vi)保證完全切除腫瘤物質，包括確保足夠的正常組織余量，(vii)評價完成切除的程度。目前的切除療法尚未考慮這些問題，也沒有提供解決這些問題的方法。因此，需要一種儀器和方法來解決在利用切除療法治療癌、腫瘤和其它疾病的過程中遇到的這些困難和其它未遇到的需求。
發(fā)明概述本發(fā)明的一個實施方案提供一種阻抗控制的組織切除儀器和方法，這種儀器和方法利用如利用局部的組織阻抗的阻抗測定，來優(yōu)化分配到靶組織部位的射頻或其它電磁能量，并用較低的能量來實現(xiàn)較大的切除體積，而且比傳統(tǒng)射頻組織切除術目前的切除速度要快。通過降低切除所需的能量，該儀器還能顯著降低墊燒傷的危險性及其它與傳統(tǒng)的射頻組織切除療法相關的電休克的危險。本發(fā)明的一個相關實施方案是通過控制輸注到局部組織的電解質液體量，從而將組織的阻抗控制并維持在傳輸切除能量最佳水平。
本發(fā)明的另一個實施方案是提供一種利用局部阻抗測定來檢測和治療腫瘤的儀器。這種儀器包括一個帶有管腔的長型的傳輸裝置并可在組織內操作。一個阻抗傳感器陣列可排列在長型的傳輸裝置周圍并且與電磁能量源或開關裝置的至少一個相連接。阻抗陣列包括多個彈性元件，其中至少一個可以壓縮狀態(tài)設置在長型的傳輸裝置內，并能以一定曲度展開，從長型的傳輸裝置以展開狀態(tài)放入組織。在展開狀態(tài)時，多個彈性元件限定了標本的體積。多個彈性元件中至少一個具有傳感器，阻抗陣列中至少一部分通過一組傳導通路來獲取組織阻抗。一個能量傳輸裝置與傳感器陣列、彈性元件或長型的傳輸裝置其中之一連接。
本發(fā)明的一個實施方案是提供一種利用組織局部體積阻抗測定的方法來檢測和治療腫瘤的方法。本方法包括提供一種阻抗測定儀器，該儀器具有一組可以一定曲度展開的彈性元件，通過一組傳導通路來獲取組織阻抗。該儀器與能量傳輸裝置、能量源、開關裝置或邏輯源中至少一個連接。然后儀器被放入選定的組織部位，阻抗陣列展開來限定取樣體積。之后，阻抗陣列通過一組傳導通路進行阻抗測定。阻抗測定的信息用來確定取樣體積內組織的狀態(tài)。進而從能量傳輸裝置輸出能量來切除至少一部分腫瘤或使其壞死。
該儀器可利用阻抗測定的方法，如多通路檢測的阻抗、復合阻抗和阻抗向量檢測，來對一個選定組織部位中的腫瘤組織進行檢測、定位和確認。在復合阻抗實施方案中，真實的和假想的阻抗信號成分可用于測定更精確的生物電學參數(shù)，如間質和細胞內阻抗及細胞膜電容，這些參數(shù)對細胞壞死或惡變更敏感并具有更好的預測能力。此外，該儀器還可配置一個或多個阻抗檢測器來監(jiān)測一個靶組織位點，并在向組織位點輸出切除能量或其它治療之前、之中或之后控制切除療法的過程。相應地，該儀器可單獨使用或與其它切除儀器(如射頻、微波激光或其它光學切除儀器)聯(lián)合應用。不僅如此，該儀器可利用多通路阻抗測定器來監(jiān)測兩個或更多的組織體積，包括腫瘤組織體積、確定的切除體積和鄰近的解剖結構。該儀器的附加實施方案還可利用阻抗測定如復合、向量或位置阻抗測定來生成靶組織部位的圖像并顯示出來，用以幫助腫瘤和/或切除體積的定位和監(jiān)測。
在實際應用中，將該儀器設置在已成像并確認包括有腫瘤或其它組織的選定組織部位。利用長型的傳輸裝置或一個本領域已知的引導裝置，如套針或內鏡檢查裝置，將儀器引導并設置在該組織部位。然后，阻抗陣列展開并通過一個或多個傳導通路來測定阻抗，該阻抗包括復合阻抗和電容。這一信息可被連接的邏輯源分析，然后用于確定腫瘤體積的位置和邊界和/或確定腫瘤或組織類型。此外，信息還可經邏輯源或其它加工方法加工生成包括腫瘤體積的組織部位的圖像，該圖像利用阻抗位置來指示腫瘤的中心或在視覺上增強對腫瘤組織的檢測和顯示。然后這一信息可用于定位能量的輸出從而生成理想的切除體積。能量輸出裝置一旦被置入，阻抗陣列便可用于監(jiān)測和/或控制向腫瘤部位輸出切除能量或治療，包括監(jiān)測根據(jù)腫瘤大小和位置確定的擴大的切除體積的大小和形狀。這就使醫(yī)生不僅能測定已切除的腫瘤體積的程度，還能控制腫瘤組織周圍正常組織邊緣的大小。這樣的控制及其相關的能力顧及了對理想的臨床端點的測定。此外，它還可使醫(yī)生調整或控制能量或其它切除療法的輸出來控制切除體積的增加速率(進而控制整個切除時間)及腫瘤體積的最終形狀和大小。多組織體積可被同時進行監(jiān)測和比較來監(jiān)測切除的進程，確保整個腫瘤或切除體積內部的一致性并提供實時監(jiān)測以保證周圍正常組織和結構不受損傷。例如，腫瘤組織的中心和一個或多個周圍部位可同時或幾乎同時受到監(jiān)測來保證這些部位以致整個腫瘤壞死的一致性。阻抗測定可在多傳導通路通過靶組織時(在匯聚發(fā)散和通路處)同時或序貫進行，從而通過降低靶組織內未取樣區(qū)的大小及測量的任何方向偏斜為切除的一致性提供較高的置信度。多傳導通路可通過可控制的開關裝置以電子方式選擇或通過靶組織內阻抗陣列的旋轉、側向或縱向運動進行人工選擇。在前者的例子中，使用者通過連接的監(jiān)測裝置對傳導通路進行程序控制；而在后者的例子中，使用者可通過長型的傳輸裝置或者通過與阻抗陣列或傳輸裝置機械連接的旋轉、推進或傾斜裝置對阻抗陣列進行旋轉、推進、收回或傾斜。除了切除過程中的實時阻抗測定外，還可在一個或多個通路進行切除后測定(包括不同于切除監(jiān)測中使用的通路)，并與測定的基值或阻抗數(shù)據(jù)庫相比較以提供完全切除和/或臨床端點的進一步指征。端點還可根據(jù)細胞內阻抗與間質阻抗的比率以及阻抗或復合阻抗曲線的特征形狀來測定，該特征包括閾值、斜率或回折點的測定。
本發(fā)明的不同方面還可用于展示以不同方法進行的阻抗測定，即用戶友好方式和用戶/醫(yī)生的易辨別方式。在一個實施方案中，取樣體積阻抗的部位或取樣體積阻抗的向量可被顯示成像從而有助于腫瘤的鑒定以及將能量傳輸或切除裝置放入腫瘤組織中。在相關的實施方案中，儀器可配置邏輯源從而可通過測定阻抗向量來確定腫瘤從阻抗陣列或能量傳輸裝置的輻射方向，并以方向圖或點圖的形式顯示這一信息。


圖1是一個側視圖，描述儀器的一個實施方案設置在組織部位利用局部的阻抗測定法檢測和治療腫瘤。
圖2是一個側視圖，描述利用阻抗測定法檢測和治療腫瘤的儀器的元件，包括長型的傳輸裝置，傳感器陣列，傳感器，電極，能量傳輸裝置和推進元件。
圖3a是阻抗傳感器陣列的實施方案的示意圖，顯示了通過一組可選擇的傳導通路進行組織阻抗測定的阻抗傳感器陣列。
圖3b是儀器的實施方案的示意圖，描述了一級和二級傳導通路及傳導通路角的使用。
圖4a-4c是發(fā)射和測定單元不同排列的透視圖；圖4a描述了一個實施方案，其中心設置一個由其它電極環(huán)繞的反回電極；圖4b描述了一個實施方案，其反回電極對應于其它電極偏心設置；圖4c描述了一個實施方案，其具有多個獨立的位置可調的阻抗傳感器陣列。
圖5是透視圖，描述在本發(fā)明的一個實施方案中利用多組傳導通路對多個組織取樣，以及測定阻抗向量和每一標本阻抗的位置。
圖6是透視圖，描述了一個測定和治療腫瘤的儀器的實施方案，該儀器包括一個具有存貯器和邏輯源的阻抗監(jiān)測裝置，后者包括分析阻抗資料及生成阻抗分布圖和圖像的軟件模塊。
圖7a是描述阻抗與頻率依賴性的組織阻抗曲線圖。
圖7b是描述復合阻抗與頻率依賴性的組織復合阻抗曲線圖。
圖8a-8d是利用多頻率阻抗曲線來監(jiān)測切除過程的阻抗曲線圖。
圖8e-8g是利用復合阻抗曲線來監(jiān)測切除過程的復合阻抗曲線圖(假想值對真實值)。
圖9a-9c是利用復合阻抗曲線來確定組織類型和狀態(tài)的復合阻抗曲線圖。
圖10是一張正在切除的組織的光譜信號密度與時間的相關關系圖，描述對切除端點的定量測定。
圖11是一張復合阻抗三維圖的透視圖。
圖12a是引導器實施方案的側視圖。
圖12b和12c是引導器橫切面的剖面圖。
圖13是一個與引導器元件并行的可轉向引導器實施方案的側視圖。
圖14是一個組織活檢和治療儀器實施方案的側視圖，該儀器具有一個操作元件和連接的吸引裝置，液體傳輸裝置和液體容器。
圖15a-15h是各種形狀電極的側視圖，包括環(huán)形、球形、半球形、圓柱形、圓錐形和針形。
圖16是一個用于組織穿刺的針形電極的實施方案側視圖。
圖17是一個至少具有一個彎曲的電極的實施方案側視圖。
圖18是一個實施方案的側視圖，包括至少具有一個彎曲的電極、傳感器和連接的推進裝置。
圖19是一個電極實施方案的透視圖，該電極具有位于彈性元件或電極表面的絕緣套，用于限定阻抗傳感器的長度或能量傳輸?shù)谋砻妗?br> 圖20是一個電極實施方案的透視圖，其具有多個絕緣套環(huán)繞在電極的選定部位使之絕緣。
圖21是一個電極實施方案的透視圖，其具有沿電極縱切面延伸的絕緣物，用來限定鄰近的縱向能量傳輸表面。
圖22是圖21實施方案的剖面圖。
圖23a是儀器的一個實施方案的側視圖，該儀器具有一個有腔和小孔的電極可用于傳輸液體并利用灌注的液體生成一個增強的電極。
圖23b是一個組織灌注切除儀器主要構件的透視圖，包括具有多頭注射器的灌注裝置和多通道管。
圖23c是圖23b實施方案的儀器末端部分的放大圖，描述末端的元件及阻抗測量和控制裝置的傳導通路。
圖23d是離散能量與阻抗的相關關系圖，描述一種新的能在非最小阻的抗靶組織將切除能量傳輸放大至最大的方法。
圖23e是組織電阻與電極距離的相關關系圖，描述利用灌注降低電極附近組織的炭化。
圖24是一個阻抗傳感元件實施方案的透視圖，包括一個可用于在傳感元件內產生阻抗梯度的傳導套。
圖25a-25c是一個用頻率控制切除區(qū)域的能量傳輸切除儀器實施方案透視圖。
圖26a-26c是能量密度或濃度與圖25a-25c實施方案中電極/能量傳輸裝置側向距離的相關關系圖。
圖27是生成和顯示阻抗衍生圖像的方法的流程圖。
圖28是描述控制器、能量源、能量通路和其它電子元件與控制系統(tǒng)或本發(fā)明其它實施方案共同使用的框圖。
圖29是描述模擬放大器、多路調制器和微處理器與控制系統(tǒng)或本發(fā)明其它實施方案共同使用的框圖。
圖30是用于本發(fā)明各種實施方案中的控制和顯示單元的側視圖。
圖31是一張阻抗測定實施方案的圖，顯示在可選閾值條件下功率周期信號疊加到射頻治療信號之上。
圖32是通過灌注調節(jié)阻抗的裝置的實施方案圖。
圖33是裝置的一個實施方案的使用流程圖。
具體實施例方式
定義除非另外指出，下面的術語(如在此所用的)具有以下意義“電極”、“彈性元件”和“天線”可相互替換，指用于向組織部位傳導能量的針或導線。電極可以是被動的、主動的或兩者間互換的。此外，電極可以是能放在患者體表的接地墊電極。
“傳感元件”是指用于探測切除參數(shù)的被動或主動電極。
“液體傳輸裝置”和“灌注裝置”可相互替換，指一種與(i)裝有待注入的液體容器和(ii)一個或多個電極或長型的傳輸裝置相連或包括上述裝置的裝置，用于將液體輸入靶組織。
“反饋控制裝置”、“控制單元”、“控制源”、“反饋控制系統(tǒng)”和“控制器”可相互替換，指一種能調整切除參數(shù)，如能量、溫度、灌注等的控制器。控制器可自動或手動操作。
“阻抗檢測”和“阻抗測定”可相互替換，指利用本領域已知的任何合適的計算裝置或算法由數(shù)據(jù)源，如電流傳感器、電壓傳感器或能量源等來計算阻抗。
本發(fā)明的實施方案提供了一種可對組織特征進行描繪的儀器和方法，利用局部的、包括復合阻抗測定的阻抗測定，對腫瘤定位和診斷、精確設置切除儀器、監(jiān)測切除治療的過程并確定臨床端點。此外，本發(fā)明的這些和其它實施方案可裝配用于測定和分析對細胞代謝具有更強預測能力的生物電參數(shù)以及相關的圖像，這使得可對切除的過程進行實時監(jiān)測控制，顯著降低切除不全或對重要解剖結構造成不必要損傷的危險性。每一個公開的實施方案可認為是獨立的或與本發(fā)明的其它各種形式和方面聯(lián)合應用。在此提供的這些方法和儀器可用于治療全身器官和組織的惡性腫瘤，包括但不僅限于肝、骨、乳腺、肺和腦。它們還可用于并同樣適于治療良性腫瘤、增生和用手術或最小損傷方法摘除、切除或修整的異?；蛟龃蠼M織。
在本發(fā)明不同方面提到的局部阻抗監(jiān)測在用切除方法(如射頻、微波、激光和化學切除)治療腫瘤和瘤性組織時尤為有益。這些以及相關的切除療法可引起細胞膜的破壞導致間質內液體的阻抗改變，但這一變化僅限于受影響的組織而周圍的組織變化極小或無變化。既往的阻抗測定方法是利用通過患者全身的完全電路，具有不能測定組織局部電阻的缺點，不能解決如下的問題(i)對于包括通過全身的傳導通路的完全阻抗測定系統(tǒng)來說信號太小和/或被其屏蔽接地墊電極和相關的導線；(ii)體表測定與所需部位相距太遠，因此也被屏蔽；
(iii)局部阻抗被傳送到組織的射頻或其它切除能量信號屏蔽。本發(fā)明的實施方案通過測定局部阻抗的變化解決了上述問題，特別是切除過程中發(fā)生的變化。該測定是利用設置在靶組織的阻抗陣列來測定包括復合阻抗的阻抗和在此描述的其它生物電特性。
在此將討論阻抗測定理論和本發(fā)明實施方案所采用的阻抗測定方法。為了測定組織阻抗或電阻率(impedivity，其單位為20℃時阻抗/組織的晶體電流(cc))，將使電流通過組織并測定所產生的電壓。這一電流，稱為刺激電流或刺激信號，相對于切除射頻或其它切除電流較小，因此不會產生明顯影響。在不同的實施方案中刺激電流在0.01毫安-100安培范圍內，在具體的實施方案中為0.1、1.0和10安培，可持續(xù)輸出或利用功率周期(duty cycle)脈沖式輸出。在不同的實施方案中功率周期可在5-50％范圍內，脈沖持續(xù)時間為10-200毫秒。在功率周期中輸出的平均能量可為0.1-100瓦。在這些及相關的實施方案中，利用刺激電流源來測定雙極方式中兩個或多個部位電壓的差異或者一個或多個部位與接地電壓(common ground)的差異。進而，可利用上述的和/或本領域已知算法和方法根據(jù)已知的刺激電流和測量電壓計算阻抗。
由于不同的頻率在不同類型的組織中傳導不同，一些組織對一定頻率的傳導性或大或小。相應的，根據(jù)待測組織的類型和狀態(tài)不同，探測或刺激信號可不同或者可被控制以提高阻抗測定時敏感度、準確度、精度和分辨率的一個或多個方面。在不同的實施方案中刺激信號可以是單頻率或多頻率信號并且可以是持續(xù)的或可變的。在一個實施方案中，通過使用多頻率刺激信號和/或在一個很寬的頻率范圍內變化的刺激信號可以提高信號的分辨率，因而組織的分析和特征描繪更加精確。在不同的實施方案中頻率的范圍可以在1Hz～1MHz，在具體的實施方案中為0.5Hz，1，5，10，25，50，100，250，500和750kHz。由于在如100Hz的低頻率時腫瘤組織與正常組織間的生物電差異(如相角，阻抗)很大，在例舉的實施方案中可測量可在多個低于100Hz的刺激頻率下進行，具體為3，4，10和20個低于100Hz的頻率。其它實施方案可聯(lián)合應用低于100Hz和100Hz～5kHz之間的頻率進行測定。
本發(fā)明的其它實施方案可用于測定不同刺激頻率(同時或續(xù)貫)下的阻抗，以得到更充分的資料和更精確的臨床診斷信息。利用這些和其它的資料和方法可生成取樣組織的阻抗與頻率的相關關系圖并分析測定取樣組織的類型和組織狀態(tài)，在此將詳細描述。
復合阻抗包括真實的和假想的成分，反映電壓和電流的相移(phaseshift)(如，根據(jù)組織的電學特性不同電壓可比電流超前或滯后)。本發(fā)明的不同實施方案可記錄復合阻抗的真實和假想成分。這有利于提供更廣泛的組織信息使分析的準確度、精確度和分辨率更高。這些成分可利用刺激電流通過靶組織測定，在信號通過靶組織時測定阻抗和/或電流和電壓的任何相移。
在相關的實施方案中，阻抗的真實和假想成分可用于測定細胞內阻抗、間質阻抗和細胞膜電容。這三個要素單獨或聯(lián)合應用可很好地描繪和確定組織類型和狀態(tài)，其特異性較高。在一個實施方案中，監(jiān)測裝置或其它邏輯源可利用這三個參數(shù)中的一個或多個(“三參數(shù)”)來表征如射頻切除或在此描述的切除方法的切除治療中的一定量的切除或組織切除過程。該表征可以利用在此所述的監(jiān)測裝置、電源或連接的邏輯源中內置的軟件模塊來進行。
在具體的實施方案中，這三個參數(shù)可用于測定切除的各種生理指標和細胞壞死情況，包括細胞溶解、細胞膜腫脹(顯示為細胞膜電容增加)、細胞膜破裂(顯示為細胞膜電容劇烈減少)、細胞外液減少(顯示為細胞內阻抗增加)和細胞內液增多(顯示為細胞外液減少)。其它參數(shù)可以計算得出并用于測定和控制，包括阻抗或導納的絕對值，阻抗的時相(如電流和電壓的相差)，電容或阻抗和導納的聯(lián)合函數(shù)。
本發(fā)明的具體實施方案可用于測定和/或控制這三個參數(shù)(或其它變量)中一個或多個參數(shù)閾值的升高或降低，包括在1.1∶1.0～100∶1.0范圍內升高或降低，在具體實施方案中為1.5∶1.0，2∶1，3∶1，4∶1，5∶1，10∶1，20∶1和50∶10。相關的實施方案可用于測定和/或控制參數(shù)升高或降低的結合，包括但不僅限于細胞外阻抗升高后再降低，細胞內阻抗降低后再升高和細胞膜電容升高后再降低。其它相關的實施方案可用于測定、監(jiān)測和控制這三個參數(shù)中的一個或多個參數(shù)曲線斜率的變化。還有其它相關的實施方案可采用本領域已知的PID控制方法在三參數(shù)曲線中使用比例法、積分法或導數(shù)法的變化的組合。
本發(fā)明的實施方案可將這三個參數(shù)積分到電子算法或軟件程序中，后者可進行下述一項或多項工作(i)控制能量傳輸至靶組織部位，(ii)給醫(yī)生提供關于切除/治療過程的提示和診斷信息，(iii)給醫(yī)生提供臨床端點的指征。
現(xiàn)參見圖，圖1顯示了一個阻抗監(jiān)測和治療儀器10的實施方案，該儀器用于測定和治療一個靶組織部位5’的腫瘤組織5”，其方法是獲取組織的阻抗并傳輸能量或其它切除治療手段來生成一定的切除體積5av。儀器可在切除前、切除過程中和切除后測定阻抗(包括復合阻抗)從而對靶位點的組織進行鑒定，監(jiān)測切除的過程，包括顯示切除的體積和定量測定切除過程的臨床端點。
現(xiàn)參見圖1和圖2，阻抗治療儀器10的一個實施方案，包括長型元件或引導器12，后者具有一個管腔13、一個近端部分14、一個末端16、一個或多個可設置在引導器管腔13內的彈性元件18和一個或多個設置在元件18表面的傳感器22，或設置在元件18內部的可置于電極腔72內的傳感元件22m。電極的末端應足夠鋒利以穿透各種組織，包括纖維化的和/或被包裹的腫瘤組織、骨、軟骨和肌肉。引導器的管腔13可完全伸展或只伸展于引導器12的一部分。元件18包括多個彈性元件18組成的彈性元件組18pl，可設置在管腔13內，并可通過推進裝置15或推進元件或在此描述的其它方法將其在末端16推進推出。彈性元件18可以一定曲度從引導器12展開共同限定靶組織部位5’的體積5av。在一個實施方案中，元件18中一個或多個的全部(或一部分)可作為能量傳輸裝置或在此描述的能量傳輸元件。能量傳輸裝置18e可與能量源或電源20連接并可包括一個或多個管腔72。
本發(fā)明的實施方案可進行調整，與其它許多切除療法結合，這些療法包括但不僅限于射頻(RF)切除，冷凍切除，近距離放射療法切除，乙醇組織切除，化學切除，微波切除，激光切除，熱切除，電穿孔切除，等角射束輻射切除，標準輻射切除，高密度聚焦超聲切除，光動力療法切除。這些和相關的實施方案可包括與能量源連接的能量傳輸裝置和探測裝置。
為了便于討論，能量傳輸裝置和探測儀器為射頻型，電源20為射頻電源；然而，所有在此討論的其它實施方案同樣適用。在一個實施方案中，射頻電源可以是一個射頻發(fā)生器，用于輸出治療電流20t進行組織切除，同時或幾乎同時(利用復合或交換裝置)傳輸一個或多個頻率的低功率探測或刺激信號20e，用于測定復合阻抗進而對靶組織進行分析。刺激信號20e可在1～1MHz的很寬的范圍內。在不同的實施方案中，刺激信號以低頻率傳輸，然后傳輸治療信號(通常為460+/-60kHz)。在一個實施方案中，刺激信號低于400kHz。在其它實施方案中，探測信號在1h～100kHz范圍內，具體為0.25，0.5，1，5，10，25，50和75kHz。在另外實施方案中，刺激信號的傳輸頻率高于治療頻率，因此可大于520kHz。此外，刺激和治療信號20e和20t的頻率和功率的差異可利用本領域已知的電路學(circuitry)和控制算法進行監(jiān)測和設點控制。而且對于一個或多個電參數(shù)來說，這兩個信號間頻率和功率的差異可以不同，從而使阻抗測定的準確度和精確度達到最高，并降低來自治療信號20t的干擾(如出血結束(bleed over))。這些電參數(shù)包括但不僅限于阻抗、治療電流、治療頻率、刺激電流和刺激頻率。
在各種的實施方案中，引導器12為可彎曲的、分節(jié)的并易于操作，它可包括光纖(既能照明又可成像的纖維)，液體和氣體通路，以及傳感器和電線。在一個實施方案中引導器12既能用于穿刺組織又可在組織內進行操作。這可通過使用與組織穿刺末端16連接的可彎曲部分來完成。穿刺末端16可以是針或套針，可為引導器12的一部分或與之相連接。引導器12可被充分彎曲沿任何所需的方向移動，穿透組織到達所需的組織位點5’。在相關的實施方案中，引導器12被充分彎曲至其移動路徑的反向并向回移動。這可通過可彎曲材料和/或在此所述的偏向機械來實現(xiàn)。此外，引導器12的近端可連接一個手柄24或把手24。把手24可拆卸并包括接口24’和致動器24”。
一個或多個傳感器22可與引導器12、彈性元件18或能量傳輸裝置18e連接。在一個實施方案中，傳感器22可包括一個或多個傳感元件22m，后者可設置在彈性元件18的管腔72內并可在單個的元件18內推進、推出或與外部的彈性元件18相連接。傳感器22可包括多個設置在多個彈性元件18內的傳感器元件組22mpl。此外，儀器10還可具有沿長型的元件12排列和位于靶組織外部其它位置的傳感器22，用于計量和測定電源20末端之間整個電路的總阻抗(如通過患者身體和地墊)?？偟淖杩箍梢员O(jiān)測并用于提高靶組織局部阻抗測定的準確度和精確度。
阻抗傳感元件22m，或與彈性元件18連接的傳感器22可單獨或同時使用來探測多個部位的靶組織5’從而測定多個部位的阻抗，和/或通過多個傳導通路22cp進行測定。阻抗傳感元件22m或傳感器22的排列可以控制，這樣可利用遙測技術和阻抗的反饋來確定組織、腫瘤或組織結構的組織類型和局部解剖圖。
阻抗傳感元件22m還可以一定的曲度從元件18展開共同限定一個體積5sv(亦稱為取樣體積5sv)，該體積經阻抗傳感元件組22mpl進行立體取樣?？傊?，展開的阻抗傳感元件22m的元件組22mp或展開的彈性元件18的元件組18pl與傳感器22連接可構成一個三維的或立體的阻抗傳感器陣列22a。通過在不同部位或平面的傳感器22，傳感器陣列22a可在包括腫瘤組織5”的靶組織部位5’進行立體取樣(如在多個部位及通過多條傳導通路進行取樣)。傳感器陣列22a進一步可配置成能同時對體積5sv或組織部位5’內的多個部位取樣，進而執(zhí)行下列一頂或多項功能(i)對腫瘤組織5”定位，(ii)分辨能量傳輸裝置18的位置或展開距離，(iii)監(jiān)測切除的體積，(iv)通過比較兩個或多個位點間(如已知的正常組織和疑為疾病的組織)的信號進行組織探測識別。在不同的實施方案中傳感器陣列22a和/或元件組18pl可用于限定取樣體積5sv的多種形狀，包括但不僅限于半球形、球形、橢圓形、圓錐形、錐形、多面形或四面形。
每一個彈性元件18可包括有一個或多個阻抗傳感元件22m和/或傳感器22，后者可以多種形態(tài)排列以完成在先所述的一項或多項功能(如組織鑒定、切除監(jiān)測等)?，F(xiàn)參見圖3a，傳感元件22m可進行阻抗測定，其可通過兩個或多個元件22m進行雙極測定或以單極方式測定一個或多個選定的元件22m與共用的地電極(如接地電極或地墊電極)間的阻抗。兩種方式的轉換可通過邏輯源和/或開關或者通過與阻抗監(jiān)測裝置19或電源20連接或整合的轉換裝置29進行控制。此外，轉換裝置29允許操作者確定和選擇一個或多個傳導通路22cp來測定阻抗。在實際應用中，這些和相關的實施方案允許操作者選擇許多傳導通路并以22pp的方式約束或確定感興趣的取樣體積5sv。此外，在這些實施方案中利用轉換裝置29使操作者可通過選定的通路同時或序貫測定阻抗。不僅如此，轉換裝置29和/或儀器10可配置為允許操作者在通路間進行動態(tài)變換或轉換來完成下列一項或多項功能(i)改變通過選定取樣體積的通路的數(shù)量，從而提高信號的分辨率和預測組織狀態(tài)的統(tǒng)計學可信度。
(ii)改變兩個或多個傳導通路間的夾角；(iii)改變取樣體積的大小；(iv)在第一和第二取樣體積間轉換；以及(v)同時比較兩個取樣體積。
在圖3b所示的實施方案中，傳導通路22cp可包括主要通路和替代通路。替代通路可與主要通路呈一定角度并且可與主要通路有交叉點。合適的角度在1～360°范圍內，具體實施方案中為距離主要通路的側軸221a為30，45，90和270°?；蛘?，替代傳導通路可與原始通路共有一個或多個點或者與原始通路平行但補償一定的側向距離221d。此外，阻抗的重復掃描包括掃描和連續(xù)雷達式掃描(如從取樣體積的一側向另一側連續(xù)取樣，與雷達類似)，可通過所選取樣體積中一個或多個選定的傳導通路來監(jiān)測切除的時間過程以及提高圖像分析的信噪比和信號的分辨率。
改變阻抗測定中傳導通路的角和/或側向補償有許多方法，包括但不僅限于(i)選擇性地使傳感器22或傳感元件22m關或開；(ii)利用轉換裝置29選擇性地將傳感元件22m從單極方式轉換為雙極方式，反之亦然(在射頻實施方案中)；(iii)配置可旋轉和/或轉向的傳感器陣列；(iv)在相同或不同的裝置中使用或設置第二陣列。轉換可通過轉換或復合裝置29來完成，后者可由在此所述的邏輯源19lr來編程和控制。
在一個實施方案中，來自替代傳導通路或通路組的資料可與主要傳導通路的測定數(shù)據(jù)整合用來分析和成像，或在另一個實施方案中可單獨分析和顯示以使用戶能比較源于主要通路和替代通路的測定結果和圖像。前一方案的優(yōu)點是更具代表性并且阻抗的取樣一致，而后一方案則可測定取樣體積內阻抗的一致性。
在實際應用中，這種實施方案可使醫(yī)生對組織取樣或成像的體積大于單通路取樣，并可對多個組織取樣，包括在不重新設置儀器或阻抗陣列的情況下同時取樣。這一功能減少了操作過程的時間、普遍增加了儀器的實用性。此外，這種實施方案還可通過選擇傳導通路來控制取樣的形狀和大小，使其只對感興趣的區(qū)域取樣以消除來自周圍非靶組織的任何可能的掩蓋或不需要的阻抗，從而可提供關于靶組織的更準確和更具代表性的信號。此外，可轉換通路夾角的能力消除或降低了阻抗測定中的任何方向偏斜。最后，由于對指定的組織進行更大的和按體積分布的取樣，利用多通路阻抗測定法來測定選定體積的阻抗將更具代表性，可提高阻抗測定的準確度和精確度以及在一維或三維上提高圖像的分辨率。
現(xiàn)參見不同實施方案中的圖4a-4c，阻抗傳感元件22m可以多種幾何排列和關系排列在22a中，從而可利用不同的傳導通路22cp對組織5sv的不同體積進行自動取樣。這種實施方案有助于改善對源于指定取樣體積5sv的阻抗信號19p的采集、準確度和分析，以補償信號的滯后、干擾(由于能量傳輸?shù)?、方向偏斜或其它誤差。它們還可對兩個或多個組織同時取樣和比較從而進行組織鑒定。
現(xiàn)參見圖4a-4c，傳導通路22cp可具有多種可供用戶選擇的配置和位置。在一個實施方案中，傳導通路22cp可在取樣體積5sv內均勻分布或間隔分布。這可利用元件22m經轉換裝置29實現(xiàn)或通過二者的結合來完成。或者，傳導通路可與一個或多個傳感元件22m，引導器或腫瘤體積5”本身排成一列。在圖4a所示的一個實施方案中，一個元件22mc可置于體積5sv的中心、其它的元件22m置于其周圍，這樣刺激電流在傳導通路22cp的一組22pp中通過到達取樣體積5sv的中心，并從該中心到達位于周圍的阻抗傳感元件22m。在實際應用中，這種配置測定的取樣體積5sv的阻抗是每一傳導通路所測阻抗的均值，因此與單通路測定相比該方法對選定組織的阻抗取樣更具統(tǒng)計學代表性。元件22m可集合起來與電源20的陽極端連接，以元件22m作為反回電極并與電源20的回路末端連接。
在圖4b所示的相關實施方案中，元件22mc可與元件22m偏心設置和/或位于元件22m限定的取樣體積的外圍。同樣，這一實施方案可為取樣體積提供平均的、更具代表性的阻抗測定。然而，這種配置也更容易測到阻抗的不一致性并對其定位，因此容易測到在組織周圍或非中心部位的組織的性質。利用轉換裝置29可將任何一個傳感元件22m動態(tài)轉換到回返電極，通過快速掃描取樣體積周圍不同的部位更容易地檢測可能的不一致性所在的位置。
另外，如圖4c所示，元件22m可包括一個第一陣列(如垂直陣列)和一個第二陣列。第一陣列可旋轉從而通過不同的傳導通路到達第二陣列，以便對不同的組織體積取樣和/或對同一體積多次取樣(通過不同的傳導通路)來提高測量的準確度和精確度并減少噪音。在實際應用中，這一實施方案還可通過比較由第一陣列22a1限定的第一組傳導通路22cp1和由第二陣列22a2限定的第二組傳導通路22cp2測定的阻抗來監(jiān)測不完全切除。
在不同的實施方案中儀器10可通過轉換裝置或多路調制器29或者在此描述的或本領域已知的其它轉換方式對靶組織5’內不同的部位同時取樣。在圖5所示的一個實施方案中，第一組選定的傳導通路22cp’可用于對第一個體積5sv1取樣，第二組選定的傳導通路22cp”對第二個體積5sv2取樣，而第三組選定的傳導通路22cp可對由具有多個傳感器尖端的元件18或傳感元件22m限定或限制的更大的或總的取樣體積5sv3進行取樣。每一取樣體積可產生一個獨立的阻抗分布圖19p。因此取樣體積5sv1、5sv2和5sv3分別產生阻抗分布圖19s1、19s2和19s3，可利用模塊19m的比較/圖形識別算法或其它軟件或計算方法對上述分布圖的全部或部分進行兩兩比較或與阻抗分布圖數(shù)據(jù)庫19db進行比較。在相關的實施方案中，對每一取樣體積測定的阻抗信號可利用模塊19m或其它計算方法進行整合或分析來測定每一取樣體積的阻抗向量22v和阻抗位置22i(如阻抗向量22v1、22v2、22v3；和阻抗位置22i1、22i2和22i3)。
現(xiàn)參見圖6，在一個實施方案中一個或多個傳感器22或傳感元件22m可與一個阻抗測定和監(jiān)測裝置19連接。監(jiān)測裝置19包括在此描述的電路用于測定刺激電流產生的電壓進而計算阻抗。此外，監(jiān)測裝置19還可用于測定、計算和記錄復合阻抗，由多種組織生物電特性(包括阻抗電導、電容等)生成阻抗分布圖19p和復合阻抗分布圖19pc。在一個實施方案中，監(jiān)測裝置19可包括邏輯源19lr(如微處理器)和存貯器19mr(如RAM或DRAM芯片)用于分析、貯存和顯示組織阻抗分布圖19p和/或其它來自傳感元件22m和/或探測陣列22a的生物電信息。阻抗監(jiān)測裝置19還可與顯示裝置21連接來實時顯示或貯存阻抗分布圖和阻抗監(jiān)測裝置19生成的其它數(shù)據(jù)。顯示裝置21的實例包括陰極射線管(CRTs)、液晶顯示器、等離子顯示器、平板顯示器和類似的裝置。顯示裝置21還可與一個外部計算機結合連接到阻抗監(jiān)測裝置19。
在不同的實施方案中，阻抗監(jiān)測裝置19或電源20的配置可具有但不僅限于以下特征(i)包括典型的阻抗分布圖數(shù)據(jù)庫的存貯器；(ii)一個以阻抗為基礎進行組織類型和/或狀態(tài)診斷的讀出窗口；(iii)人工智能算法/編程使發(fā)生器能得知新獲得的阻抗掃描結果；(iv)用戶能進入發(fā)生器并教它根據(jù)組織活檢或病理學資料得出的正確的組織類型和狀態(tài)。
(v)能夠同時在多頻率進行阻抗測定以提高速度、準確度并降低干擾；(vi)能夠用非侵入墊(如電生理墊)測定復合阻抗并以非侵入性方法對靶組織進行評價。
(vii)能夠監(jiān)測一個參考信號和/或患者的基礎電生理狀態(tài)作為比較阻抗讀出的基值并作為提供給用戶的附加信息；(viii)可編寫程序以利用參考信號或信號通過數(shù)字扣除、壓縮和本領域已知的其它信號處理方法來解釋滯后、信號噪音、交叉和其它信號干擾，從而改善信噪比、信號敏感度或分辨率。
在不同的實施方案中，儀器10與阻抗監(jiān)測裝置19結合可對組織進行鑒定、鑒別、切除監(jiān)測并描繪組織大小和結構。在具體的實施方案中，監(jiān)測裝置19可利用從傳感器22、傳感元件22m或陣列22a獲得的阻抗信息對組織進行鑒定。在此將討論利用阻抗測定法進行組織監(jiān)測和鑒定的背景。由于組成和形態(tài)不同，不同的組織類型具有不同的電學特性(如電導、電感、電容等)，因此尤其是在一定的頻率下時它們對電能的傳導不同。例如腫瘤組織特征性地具有比正常組織顯著高的時相，尤其是在低頻率時。當組織暴露在一個或多個特定頻率的刺激電流下時，根據(jù)電學特性，特別是電導的這些差異可生成指定組織類型或狀態(tài)的特征性的阻抗分布圖19p。阻抗分布圖19p具有一個或多個峰值、曲線和其它形狀可作為組織類型或狀態(tài)的指紋圖。相應地，通過分析阻抗分布圖19p并比較峰值、曲線形狀、閾值等，分布圖19p在本發(fā)明的實施方案中可用于鑒定組織的類型和狀態(tài)，如惡性腫瘤、多血管狀態(tài)、壞死、熱損傷等。相關狀態(tài)也可用這種方法進行鑒定，包括異常突變組織、異常分裂組織或含氧量低的組織。
此外，許多組織類型(包括腫瘤組織，如轉移組織)具有標記性的分布圖19p，可利用方式識別技術或本領域已知的算法很容易地進行鑒定并與分布圖數(shù)據(jù)庫相匹配。相應地，儀器10可包括一個電學算法或軟件模塊19m，位于監(jiān)測裝置19的邏輯源19lr或微處理器339中，它可用于分析阻抗分布圖19p(包括真實的和假想的成分)并進行組織鑒定和/或對一個或多個取樣體積5sv進行組織鑒別。模塊19m可包括圖形識別算法、曲線擬合、模糊邏輯或其它本領域已知的數(shù)字方法。在一個實施方案中，模塊19m還可用于將分布圖19p與存貯器19mr中的分布圖數(shù)據(jù)庫19db進行比較，并用曲線擬合或其它本領域已知的數(shù)字方法來提供并顯示一個與指定組織類型或狀態(tài)比較后得出的相關系數(shù)或統(tǒng)計學概率指標(如p值)。
在不同的實施方案中，可分析阻抗和其它生物電特性來測定組織類型或狀態(tài)，包括但不僅限于復合阻抗(真實和假想成分)、細胞外阻抗、細胞內阻抗、間質阻抗、細胞膜電容、細胞內電容。在一個實施方案中，監(jiān)測裝置19可只分析阻抗分布圖或其它生物電特性測量中的一些選定頻率，這些頻率已知可對選定的組織特征進行鑒定或與之相關，而不是分析分布圖的全部頻率。這些頻率可從已存在的數(shù)據(jù)庫中或利用在此所述的掃描頻率方法進行的體內測定來選擇。這一方法可加速處理時間，使用戶能利用較少的計算機資源更快地進行評價和診斷，進而可降低控制和顯示儀器的大小、能量需求和復雜性。
現(xiàn)參見圖7-10，在相關的實施方案中儀器10和監(jiān)測裝置19可利用復合阻抗曲線來鑒定和描繪不同的組織類型和狀態(tài)。相應地，監(jiān)測裝置19可測定、生成和顯示復合阻抗的曲線和分布圖19pc。曲線可以是二維和三維的。在二維圖中，x-軸可以是真實成分、y-軸為假想成分，而三維圖可包括一個時間或頻率軸。這可通過模塊19m內的算法來實現(xiàn)，模塊19m從阻抗陣列22a輸入信息進行本領域已知的復合阻抗計算和在此描述的曲線擬合或轉換功能，然后將阻抗分布圖19p輸入到顯示裝置21進行顯示。如圖7a和7b所示，由于在不同頻率下組織的傳導能力不同，在一定范圍的刺激頻率下進行測定可生成一個阻抗頻率反應曲線500(圖7a)或一系列復合阻抗頻率反應曲線(圖7b)。利用圖7a或7b中任何一條反應曲線，可選擇一個特定的頻率用于阻抗、復合阻抗的測定和分析，這對指定組織類型或狀態(tài)具有最大的敏感性和/或生成一個對所需組織類型或狀態(tài)具有最大預測價值的復合阻抗曲線。這種選擇可利用在此所述的方法進行或通過一套能代表所需組織狀態(tài)體外測定標準進行標定，通過用戶的視覺測定/評價或二者結合。
如圖8a-8c所示，在一個實施方案中，可用多頻率下進行的阻抗測定監(jiān)測切除過程。在切除過程中，阻抗在一些頻率下會升高、降低或有升有降。通過匯總多條曲線的阻抗資料，切除過程或端點測定的總體預測值將大大增加。相應地，利用鑒別診斷方法學，切除監(jiān)測算法或模塊可用于尋找在不同頻率下測定的兩個或多個阻抗曲線的阻抗特征性曲線形狀、斜率、閾值等，作為切除端點的預測指標。這些信息可用于提供更可靠的臨床端點指標，并監(jiān)測和調整切除能量或切除療法向所需部位的輸出。與之相似，圖8d所示，切除前、切除中和切除后阻抗頻譜的差異也可用于監(jiān)測和評價切除過程。
在圖8e-8g所示的相關實施方案中，復合阻抗曲線可用于監(jiān)測和評價切除的過程，包括在此所述的臨床端點的測定。此外，如圖9a-9c所示，儀器可利用復合阻抗曲線來鑒定和描繪不同組織類型、腫瘤等。相關實施方案可生成和顯示復合阻抗的三維圖，以時間或位置作為第三軸。在位置的三維圖中，阻抗位置502可以計算并能以圖表形式表示，這些圖表如圖10所示或利用本領域已知的其它圖表形式，包括2維圖表。此外，阻抗位置還可用于描繪切除過程，并能對射頻或微波電流或其它切除能量向量進行向量分析(如切除能量的大小和方向)，還可進行細胞壞死的生理指標的向量分析(如細胞間質導電性的改變)。在不同的實施方案中，阻抗位置可幫助對靶組織內腫瘤體積、切除體積或其它所需組織或體積進行定位和顯示。阻抗位置5li(二維或三維)的生成和顯示可為醫(yī)生提供一個易于識別的關于切除、腫瘤或其它所選組織的位置、大小或運動的視覺線索。
除了鑒定組織類型外，監(jiān)測裝置與阻抗探測陣列還可用于實時監(jiān)測切除過程的進展，包括能量輸出至靶組織形成切除體積的進展過程。這降低了靶組織周圍的組織被切除的危險性。通過監(jiān)測組織內部和內部以外不同點的阻抗，可測定所選組織的邊緣，以及何時細胞壞死的過程完成。如果在任何時間點探測結果確定已達到或超過某個阻抗水平或切除端點，則適當?shù)姆答佇盘枌⑤斎胫聊芰吭?，然后能量源終止或調整輸出到電極的切除能量的水平。在切除結束后傳感器陣列還可探測和檢查靶組織以確定對所要切除的體積是否完全切除。通過傳感器陣列探測切除區(qū)域可評價切除的三維體積，同時還可測量所切除的位于腫瘤組織以外的正常組織的余量。
現(xiàn)參見圖11，在一個監(jiān)測切除過程的實施方案中，利用監(jiān)測裝置、能量源或其它本領域已知的生物電信號監(jiān)測方法全程監(jiān)測與兩個或多個傳感元件或陣列相鄰的組織取樣體積的阻抗信號強度510。切除端點的測定可依據(jù)信號510的一個可選擇的閾值514或曲線506的折點或其斜率(如導函數(shù))的變化點512或者兩者結合。在一個實施方案中，信號506為靶組織切除過程的實時測量504減去附近非切除組織的基礎(或參考)阻抗測定值508。這補償了過程中任何信號或組織滯后。閾值514和信號510可輸入并貯存在與阻抗監(jiān)測裝置連接的邏輯源中或整合到控制著能量傳輸?shù)碾娝惴ㄖ?，后者可貯存在與電源相連的控制器或處理器中。
現(xiàn)在進一步討論引導器，在不同的實施方案中，引導器可為套針、導管、多腔導管，或用金屬線加強的或金屬絲編繞的多聚體的桿，穿刺裝置，皮下穿刺裝置，長型的傳輸裝置或其它本領域熟練技術人員已知的醫(yī)學引導裝置。在不同的實施方案中，引導器和彈性元件沿著各自的長軸可具有不同的機械特性，包括(但不僅限于)可變的硬度，扭力，裂斷強度，撓曲模量，推動特性，跟蹤能力和其它導管領域已知的機械性能參數(shù)。參見圖12a，這可通過使用沿引導器長度522設置在引導器內的硬桿部分520來實現(xiàn)。它還可通過使用置于引導器各部位的編織物來完成，后者直徑不同/帶錐度且材料不同(如硬性材料與易彎曲材料結合)。由不同材料制成的520部分可用本領域已知的引導器結合方法連接起來，這些方法如熱融接，可用也可不用導管/整型器(capture tubes/collates)，粘接，按鈕連接及類似方法?？梢赃x擇/控制連接方法從而將兩個部分間機械過渡段12mt的梯度控制在理想的范圍(如平緩或陡直)。在相關的實施方案中，引導器12和/或元件18可具有較硬的近端部分和較易彎曲的末端部分，從而促進以下一項或多項功能(i)提高引導器的引導能力并將引導器末端16設置在一個可選擇的靶組織部位，(ii)降低引導器置入組織部位過程中穿孔、擦傷及其它創(chuàng)傷的危險性。在不同的實施方案中，從較硬部分向較易彎曲部分的轉換可以(i)逐漸的線性或曲線線性過渡，(ii)階梯或突然的過渡，或(iii)二者結合。
參見圖12b和12c，沿著引導器12長軸可具有大致環(huán)形、半環(huán)形、橢圓形或新月形的橫截面12cs，及其結合。與之相似，在引導器12的全部或部分長度上管腔13可具有環(huán)形、半環(huán)形、橢圓形或新月形的橫截面。
適用于引導器12和彈性元件18的材料包括但不僅限于不銹鋼、形狀記憶合金(如鎳鈦合金)、聚酯、聚乙烯、聚氨基甲酸乙酯、Pebax、聚酰胺、尼龍、上述物質的共聚物和其它本領域熟練技術人員已知的醫(yī)用塑料。引導器12的全部或部分可包被光滑的涂層或膜524，這可降低引導器12與肝、肺、骨和其它組織之間的摩擦(和創(chuàng)傷)。這種涂層可包括但不僅限于硅氧烷、PTFE(包括Teflon)和本領域已知的其它涂層。此外，儀器10的全部或部分(包括引導器12和元件18)可用本領域已知的材料構造，這些材料已優(yōu)化和/或適合用射線進行消毒(如Gamma或E射線)。在相關的實施方案中，儀器10的全部或部分(如腔的直徑與長度比等)可用液體(如H2O2)消毒。
現(xiàn)參見圖13，在其它的實施方案中引導器12的全部或部分或彈性元件18可用轉向機械25和本領域已知的其它轉向方法進行轉向和/或推進，轉向機械25包括拉線15、棘輪、凸輪、彈簧鎖、壓電材料(piezoelectric)。引導器12的轉向數(shù)量可能選擇，并可使引導器12在組織、器官、器官管腔和血管內進行斜向轉動。在具體的實施方案中，引導器12的末端可轉動0-180°或更大的角度可達三維，使引導器12的末端能向后退行。轉向機械25可與手柄24上一個可移動的或可滑動的致動器24”，25’連接或整合。轉向機械25及其連接的致動器25’使醫(yī)生能選擇性地控制引導器12的末端16或其它部分轉向的數(shù)量。致動器25’可通過旋轉與縱向運動結合使末端16旋轉或轉向。
現(xiàn)參見圖14，在不同的實施方案中引導器12的近端可與把手24或手柄24連接。手柄24為可拆卸的，可包括接口(ports)24’和致動器24”。接口24’可與一個或多個引導器管13連接(進而與電極腔72連接)，并可包括液體和氣體接口/接合器和電學或光學接合器。在不同的實施方案中，接口可用于吸引(包括組織吸引)和運送冷卻液、電解液、灌洗液、聚合物和在此所述的其它液體(液態(tài)的和氣態(tài)的)。接口可包括但不僅限于鎖緊接口、閥門(單向，雙向)、塔菲-布斯特(toughy-bourst)接頭、型鐵(swage)接頭和其它本領域已知的接頭或醫(yī)學接頭。接口還可包括萊蒙(lemo)接頭、計算機接頭(串聯(lián)的、并聯(lián)的、DIN等)、微接頭和本領域熟練技術人員已知的其它電學接頭。此外，接口可包括光電子連接，使光纖和/或瀏覽器與光源、接目鏡、視頻顯示器及類似物品進行光學和電子連接。致動器24”可包括振蕩開關、樞軸桿、按鈕、旋鈕、棘輪、杠桿、滑道和本領域已知的其它機械致動器，其中全部或部分可被索引。這些致動器可與拉線、轉向機械和類似物品進行機械、電子機械或光學連接，使用戶能選擇性地控制和引導引導器12。手柄24可通過接口24’與組織吸引/收集裝置26，液體傳輸裝置28(如灌注泵)、液體儲存器(冷卻液、電解液、灌洗液等)30或電源20連接。組織吸引/收集裝置26可包括與過濾器或收集室/袋連接的注射器、真空裝置。液體傳輸裝置28包括醫(yī)用灌注泵、哈佛(Harvard)泵、注射器及類似物品。在具體實施方案中，吸引裝置26可用于胸腔穿刺術。
現(xiàn)討論電極或彈性元件18和傳感元件22m，針對特定的組織部位時這些元件的大小、形狀可不同并且可具有不同的機械特性。在一個實施方案中，元件18可為針形，其大小在28-12號針范圍內，具體實施方案中為14、16和18號針。彈性元件18在引導器12內時為非展開狀態(tài)。在非展開狀態(tài)時，彈性元件18可以是壓縮狀態(tài)、具有彈性并通常設置在引導器12內，或如果由合適的記憶金屬(如鎳)制成則基本為直的。當彈性元件18從引導器12推進后它們將因彈性或形狀記憶而膨脹成展開狀態(tài)，從而限定切除體積5av進行組織切除(詳見圖1和2)?？赏ㄟ^下列一個或多個方法實現(xiàn)選擇性的展開彈性元件18
(i)彈性元件18從引導器12推進的量；(ii)彈性元件18從引導器12獨立推進；(iii)電極18和18’能量傳輸表面的長度和/或大小；(iv)電極18所用的材料的不同；(v)選擇電極18的彈性或形狀記憶的量；(vi)在展開狀態(tài)時電極18幾何結構的不同；(vii)當電極18從引導器12推進時預先形成假定的曲度。
正如在此所述，在不同的實施方案中彈性元件18的全部或部分可為能量傳輸裝置或元件18e?，F(xiàn)在討論能量傳輸裝置和能量源，特殊的能量傳輸裝置18e和電源20可用于本發(fā)明的一個或多個實施方案中，包括但不僅限于以下情況(i)與微波天線連接的微波能量源，可提供頻率在915MHz至大約2.45GHz的微波能量。
(ii)與射頻(RF)電極連接的射頻電源；(iii)與光纖或光管連接的連續(xù)光源；(iv)與光纖連接的不連續(xù)光源；(v)熱液體通過閉合的或至少部分開放的管腔與導管連接來接受熱的液體；(vi)冷液體通過閉合的或至少部分開放的管腔與導管連接來接受冷的液體；(vii)致冷液體；(viii)與導線連接的電阻加熱源；(ix)與超聲發(fā)射器連接的超聲能量源，其中超聲能量源產生300KHz至3GHz左右的超聲能量；(x)上述情況的結合。為了便于討論剩余的應用情況，能量傳輸元件18e是一個或多個射頻電極18并且能量源采用射頻電源。在這些及相關的實施方案中，射頻電源20可向能量傳輸裝置18e的電極輸出5～200瓦(較理想的為5～100瓦，更好的為5～50瓦)電磁能量而不受阻礙。電極18與電源20通過電磁連接。這種連接可以是電源20分別與每一個電極18直接連接或通過筒夾、套管及可連接一個或多個電極與電源20的類似物質進行間接連接。
在不同的實施方案中，包括至少一個傳感器22和傳感元件22m的電極18可具有不同的形狀和幾何形狀?，F(xiàn)參見15a-15f，示例形狀和幾何形狀可包括但不僅限于環(huán)狀、球形、半球形、圓柱體、圓錐體、針樣及其結合。參見圖16，在一個實施方案中電極18可為足夠鋒利的針形，可穿刺下列組織纖維化組織，有被膜的腫瘤、軟骨和骨。電極18的末端可具有一個1-60°的切角，較理想的為至少25°或至少30°，具體實施方案中為25°和30°。電極18表面可為光滑或有凹或凸的紋理。電極18可具有不同的長度38從引導器12的末端16’推進。這一長度可由電極18e的實際物理長度、電極18能量傳輸表面18eds的長度38’和覆蓋絕緣體36的電極長度38”來決定。合適的長度38包括但不僅限于1-30cm，具體實施方案中為0.5，1，3，5，10，15和25.0cm。電極18的傳導表面積可為0.05mm2-100cm2。電極18的實際長度有賴于待切除組織的部位、電極與組織部位的距離、電極可進入性以及醫(yī)生是否進行內鏡檢查或手術操作。同時，傳導表面積18eds與要切除的體積相關。
現(xiàn)參見圖17和18，電極18還可配置成可彎曲和/或可轉向的，具有一個或多個可超過180°彎曲半徑70。在實際應用中，電極18可對任何選定的靶組織進行加熱、壞死或切除。一個射線不穿透的標記11可包被在電極18e上用于顯影。電極18可與引導器12和/或推進元件或裝置15或推拉元件連接，連接方法可為錫焊、銅焊、焊接、彎邊、粘接或醫(yī)學裝置領域已知的其它連接方法。此外，電極18可包括一個或多個與之相連的傳感器22用于測定(電極和周圍組織的)溫度和阻抗、電壓和電流以及電極和鄰近組織的其它物理學特性。傳感器22可位于電極18末端或中部的外表面。
電極18可由不同傳導材料制成，可為金屬的和非金屬的。電極18適宜材料包括鋼，如可用于皮下的304不銹鋼，以及鉑、金、銀和合金以及上述物質的結合。此外，電極18可由各種形狀的具有傳導性的實心或空心直導線制成，如圓形、扁平、三角形、長方形、六邊形、橢圓形和類似的形狀。在具體的實施方案中，電極18或第二電極的全部或部分可由具有形狀記憶的金屬制成，如鎳鈦(NiTi)，可從Raychem公司，Menlo Park，California購買。
現(xiàn)參見圖19-22，在不同的實施方案中一個或多個彈性元件或電極18可包被絕緣層36，從而形成一個完全或部分絕緣的外表面并提供一個非絕緣區(qū)作為能量傳輸表面。在圖19所示的實施方案中，絕緣層36可包括一個固定的或可延電極18長軸滑動的套用于改變和控制能量傳輸表面的長度。絕緣層36的適宜材料包括聚酰胺和碳氟化合物聚合物，如特氟龍(TEFLON)。
在圖20所示的實施方案中，絕緣層36以圓環(huán)的形式排列在電極18的表面，留下一組能量傳輸表面。在圖21和22所示的實施方案中，絕緣層36沿電極18的表面縱向延伸。絕緣層36可沿電極上選定的距離縱向延伸并可選擇性地環(huán)繞在電極圓周上的某些部位。在不同的實施方案中，電極的一些部分具有沿選定的縱向長度延伸的絕緣層36，同時在電極的一個或多個環(huán)形部分又具有完全環(huán)繞的絕緣層。置于電極18表面的絕緣層36可為多種多樣的以限定能量傳輸表面任何所需的形狀、大小和幾何要求。
現(xiàn)參見圖23a和23b，在不同的實施方案中電極18可包括一個或多個與一組液體注入口23(可為孔)連接的管腔72(其可與管腔13接近或相同)，由此各種液體27可注入，包括電導增強液、電解液、生理鹽水、冷卻液、致冷液、氣體、化療藥物、藥物、基因治療藥物、光療藥物、對照藥物、灌注介質及上述物質的結合。這可通過如下過程來完成液體注入口或孔23流動性地連接到一個或多個與管腔13連接的管腔72，后者進一步與液體容器和/或液體傳輸裝置28相連。
在圖23a所示的實施方案中，電導增強液27可灌注到靶組織5’內。電導增強液可通過能量傳輸裝置在能量傳輸之前、之中或之后灌注到組織部位。將電導增強液27灌注到靶組織5’可產生一個電導性增加或可控制的組織灌注區(qū)域(與非灌注組織相比)可作為增強電極40或可控制組織電阻的區(qū)域40。在射頻能量傳輸過程中，組織阻抗和增強電極40內的電流密度被控制在最佳水平，從而可向電極40和靶組織5’傳輸更大的射頻功率，而不會因局部阻抗過強導致射頻電源關閉。在實際應用中，用電導增強液灌注靶組織有三個主要的益處(i)縮短切除時間；(ii)產生較大的創(chuàng)面；(iii)減少與阻抗相關的射頻電源關閉。這是由于電導增強液降低了電流密度并且防止電極附近組織的脫水，而組織脫水可使組織阻抗增加。此外，這些及相關的實施方案可顯著降低患者墊燒傷的危險性，這是由于所用的較低功率可降低患者皮膚與接地墊電極間的電流密度。
電導增強液的一個較好的例子是高滲鹽水。其它例子包括鹵化鹽溶液、膠體鐵溶液和膠體銀溶液。增強電極40的導電性的增加可通過控制灌注的速率和灌注量和使用較高濃度、較強導電性的電解質(如鹽水)來實現(xiàn)。在不同的實施方案中，利用電導增強液27可將高達2000瓦的功率輸送到組織部位，在具體實施方案中為50、100、150、250、500、1000和1500瓦，可通過調節(jié)灌注液的流速、灌注量和濃度來實現(xiàn)。溶液27的灌注可以是持續(xù)的、脈沖式的或二者結合，并可通過在此所述反饋控制系統(tǒng)329進行控制。在一個具體的實施方案中，大量的灌注液27在能量傳輸前注入，然后利用能量傳輸裝置18e或其它手段在能量傳輸前或傳輸過程中持續(xù)注入灌注液27。
在不同的實施方案中，儀器可包括阻抗測定、組織切除功能，并且不僅能灌注液體還能控制靶組織部位的組織阻抗。圖23b顯示了一個用組織灌注來控制阻抗的切除儀器的實施方案。在這個及相關的實施方案中，液體傳輸裝置28可以為多個注射器28s、多孔注射器28b組成的注射泵，其中每一注射器與獨立的液體腔或管72直接相連或通過如分度閥的閥門連接。灌注裝置28的相關實施方案可包括分度閥以及一個或多個多腔管或多通道管，后者通過引導器管腔13或其它位于引導器12外部的通道與電極管72連接的。多通道管可由FEBAX，硅酮、聚氨基甲酸己酯或其它用本領域已知的擠壓技術制作的彈性聚合物制成。利用分度閥可以通過單一的管腔72獨立地控制流速，進而單獨控制通過電極18的灌注。由此可進一步更好地控制灌注過程，包括在單個電極18周圍產生更小或更大的灌注區(qū)域。這種控制對雙極實施方案尤為有益，在此類實施方案中為了避免短路最好是在一個或多個雙極電極18和反回電極間不形成連續(xù)的灌注區(qū)域。
正如在此所述，組織切除儀器可利用灌注液體27來控制或維持靶組織部位的組織阻抗。在不同的實施方案中，這可通過利用反饋控制裝置、系統(tǒng)、液體傳輸裝置控制器以及在此描述和本領域已知的算法(如比例算法(Proportional)、比例積分(Proportional-integral)控制或比例積分導數(shù)(Proportional-integral-derivative)方法)來實現(xiàn)。此外，如圖23c所示，反饋控制系統(tǒng)可與液體傳輸裝置(或液體傳輸控制器，資料未顯示)和阻抗監(jiān)測裝置連接，以接收監(jiān)測裝置的輸入或監(jiān)測信號并向裝置輸出控制信號。液體向組織部位的傳輸可為流速和壓力控制。相應地，在不同的實施方案中，控制系統(tǒng)通過流經一個或多個通道的灌注流速、通道內灌注液體的壓力或二者的結合來調節(jié)阻抗。流速可控制在大約0.01～2.5ml/每通道的范圍內，具體實施方案中為0.1、0.25、0.5、0.75、1.0、1.5和2.0ml/分鐘。壓力可控制在0.01～5大氣壓，具體實施方案中為0.1、0.25、0.5、0.75、1.0、1.5和2.5大氣壓。
具有相關特征的液體傳輸方法和切除儀器的其它實施方案可適用，如2001年5月10提交的U.S.專利申請60/290,060，該文件的內容在此結合作為參考。
現(xiàn)討論在本發(fā)明各實施方案中可被測量和控制的阻抗類型，包括系統(tǒng)阻抗和局部阻抗。局部阻抗是指沿靶組織內傳導通路22的阻抗，在雙極實施方案中可測定一個或多個電極間的阻抗。系統(tǒng)阻抗是指沿傳導通路的局部阻抗、身體其它部位(腹部、腿、皮膚等)與接地墊電極間的阻抗、地墊電極的阻抗、射頻發(fā)生器的阻抗、套針或傳輸裝置的阻抗、電極阻抗，以及連接儀器的一個或多個元件與在此所述的裝置和元件(如射頻發(fā)生器等)的所有相關導線的阻抗。在雙極實施方案中，局部阻抗可通過測量沿傳導通路的兩個或多個電極間的阻抗直接測定?；蛘哂瞄g接方法測定阻抗，即在切除治療前測定系統(tǒng)阻抗的基值，然后從切除治療過程中所測得的阻抗中減去基值。在相關的實施方案中，儀器和射頻發(fā)生器的阻抗可利用定標裝置或預定標的組織/機體阻抗模擬器進行預先設定。這些值可儲存起來并從系統(tǒng)阻抗的實時測定值中減去得出局部阻抗。
局部阻抗可測定一個或多個電極間的阻抗或測定中空電極內部和外部之間的阻抗，后者是通過用絕緣涂層包被電極外的一部分從而使電流從電極非絕緣的外部和內部之間流過?；蛘唠姌O的全部或部分包括具有一個內部電極和一個外部電極的同軸電纜。
現(xiàn)討論本發(fā)明各實施方案中所用的阻抗測定和計算。在一個實施方案中，通過阻抗測定裝置或功率發(fā)生器測定的阻抗為系統(tǒng)阻抗。系統(tǒng)阻抗包括從靶組織測定的局部阻抗(LI)和身體其它部位的阻抗(BI)，以及地墊與發(fā)生器和導線的局部阻抗。具有代表性的情況是，身體其它部位的阻抗(BI)是固定的而局部阻抗(LI)是可變的。這使得用戶可間接測定局部組織阻抗，方法是(在射頻能量傳輸之前或開始時)測定阻抗基值，然后再減去基值。測定局部組織阻抗和系統(tǒng)阻抗后可計算阻抗功效(IE)。該值是局部組織阻抗與系統(tǒng)阻抗的比率(LI/SI)。通過IE值還可計算另一參數(shù)，即功率逸散功效(PDE)。該值是射頻功率在靶組織部位實際逸散的量(因電阻產熱)與射頻發(fā)生器傳輸?shù)目偣β驶蛑付ǖ墓β实谋嚷省？赏ㄟ^IE乘以射頻功率得出PDE的理論值。PDE達最大值可以使在損害部位逸散的功率達到最大，因此創(chuàng)面熱和熱所致的壞死也最大。通常，較高的PED可使切除更快、更大并且更理想而墊燒傷的危險降到最小，這是由于降低了切除所需的功率，繼而患者皮膚與地墊或與射頻連接的反回電極之間介面的電流密度也降低。
可通過多種方法對PDE進行優(yōu)化/最大化，包括在此所述的控制系統(tǒng)和方法。相應地，本發(fā)明的各實施方案可通過控制下列參數(shù)中的一個或多個來實現(xiàn)PDE的優(yōu)化，包括但不僅限于靶組織阻抗，該靶組織阻抗包括是靶組織與電極距離的函數(shù)的靶組織阻抗梯度，電極阻抗，電極表面阻抗，系統(tǒng)阻抗和靶組織電流密度，該電流密度包括電流密度梯度，該梯度是靶組織與電極距離的函數(shù)。這些參數(shù)中的一個或多個可通過在此所述的控制系統(tǒng)和方法進行調定點(set point)控制。在圖23所示的實施方案中，PDE通過將系統(tǒng)阻抗和/或局部阻抗控制在最佳值526或范圍來最大化。以往的射頻切除方法通過將系統(tǒng)阻抗減到最小來實現(xiàn)向組織部位傳輸最大的功率。本發(fā)明的實施方案利用了一個與之相反的新方法，通過將阻抗(局部阻抗或系統(tǒng)阻抗)控制在高于最小值的水平或控制在最佳值以使PED達最大值。這一最佳值高于最小值，因為當局部阻抗太小時，與身體其它部分(如腿、軀干及地墊與皮膚間的介面)相比靶組織部位的功率逸散會降低。本發(fā)明的多種實施方案采用了這一方法與以往的射頻切除方法存在根本的不同，后者認為組織阻抗越低越好。本發(fā)明的實施方案是通過將增加局部阻抗使IE值增加從而增加分配到組織部位的功率。
如圖23d所示，組織阻抗低于最佳值阻抗526時導致曲線530的分配功率528迅速降低(如二次冪下降，曲線下降或對數(shù)下降)，而阻抗值高于最低阻抗時表現(xiàn)為較緩慢的線性或漸進的下降。利用這條及相關的曲線，可通過控制局部阻抗來控制分配到靶組織的功率，而局部組織阻抗可通過調節(jié)導電溶液的灌注速率或在此所述的其它方法來控制。相應地，在不同的實施方案中，局部組織阻抗不僅可設定最佳阻抗值或最佳阻抗范圍532，而且在切除治療的過程中可維持在高于或低于最佳阻抗的水平。在實際應用中，這使醫(yī)生可根據(jù)具體腫瘤體積的大小、形狀和硬度以及例如鄰近或位于血管內等的局部解剖特性，來更精確地調節(jié)切除能量的傳輸。此外，這些及相關的實施方案可使醫(yī)生在切除過程中快速地增加或減少傳輸功率，而不必改變射頻發(fā)生器的能量設置。本發(fā)明的各種實施方案包括預先編程的流速分布圖或程序(儲存于在此所述的存貯器中)，從而產生一個在切除過程中隨時間改變的局部阻抗分布圖。例如，可以程序控制流速首先在曲線530線性部分的右側進行操作使傳輸功率逐漸增加，然后將阻抗值移至最佳阻抗，進而在切除即將結束時移至最佳阻抗的左側使傳輸功率迅速降低。這種實施方案有利于將切除即將結束時對周圍正常組織的損害降至最小?；蛘?，可采用一個相反的分布圖。相關的實施方案包括在最佳阻抗的左右具有多個間隔的灌注/阻抗分布圖。儀器還可配置成允許醫(yī)生根據(jù)單個腫瘤的需要人工控制流速/阻抗分布圖。灌注/阻抗分布圖數(shù)據(jù)庫可貯存在存貯器或數(shù)據(jù)庫中。
正如在此所述，不同實施方案中可通過向靶組織灌注導電溶液控制局部阻抗來控制和維持最佳阻抗。這可通過從傳感器和/或電極向控制系統(tǒng)輸入測定結果來實現(xiàn)，該控制系統(tǒng)與在此所述的灌注裝置具有電子連接。在不同的實施方案中，控制系統(tǒng)可為閉合的環(huán)路系統(tǒng)，采用了比例算法、比例積分算法，以及控制或比例積分導數(shù)方法以及本領域已知的模糊邏輯算法?？刂葡到y(tǒng)可通過控制灌注液中電解質的濃度/鹽濃度來控制灌注液的流速和導電性。再參見圖23a，對灌注液中電解質的濃度/鹽濃度的控制可通過如下兩種方法實現(xiàn)，一個控制閥將稀釋液與容器連接或將容器設計為具有兩個或多個腔室分別裝有濃縮的和稀釋的電解液。在這兩種實施方案中，可利用本領域已知的導電性/pH傳感器來監(jiān)測電解質濃度的輸出，從而通過控制閥將兩種溶液按一定比例混合以得到所需的電解質濃度。
在相關的實施方案中，可控制兩個或多個處理參數(shù)從而將局部或系統(tǒng)阻抗維持在最佳阻抗值。在一個實施方案中，可以控制射頻發(fā)生器功率和灌注速率同時控制局部或系統(tǒng)阻抗。在阻抗太低的情況下，射頻功率可升高而灌注速率降低。這可通過將液體汽化或將液體從靶組織部位驅出和/或使液體從組織部位消散來使靶組織部位干燥?；蛘撸蓪⒁后w傳輸裝置與真空裝置連接或通過負壓將液體從靶組織吸出至電極腔或引導器的腔。當阻抗太高時灌注速率可升高而射頻功率降低。
在不同的實施方案中，最佳阻抗或阻抗范圍可維持在5～200歐姆，較理想為30～150歐姆。在具體的實施方案中為10，15，20，30，40，50，75，80，90，100，110和120歐姆。最佳阻抗值可通過定標軟件程序和/或定標檢測設備(在此未顯示)來測定，定標檢測設備可通過本領域已知的生物醫(yī)學儀器標定方法模擬局部組織和/或身體阻抗。在實際應用中，醫(yī)生可將切除儀器或導管與射頻發(fā)生器連接從而測定指定導管發(fā)生器組合的最佳阻抗的唯一值。或者，每個導管在生產地即利用本領域已知的生物醫(yī)學儀器標定方法進行了標定。這一值可以貯存在本領域已知的微處理器或ROM芯片中，后者可整合在儀器中或與儀器相連，并能用電傳送測量裝置和/或發(fā)生器的信號。此外，控制系統(tǒng)、測量裝置或發(fā)生器可使醫(yī)生人工輸入最佳阻抗的值。
在圖23e所示的實施方案中，可控制溶液的灌注來控制位置阻抗的分布圖或梯度534(其為與電極距離的函數(shù))，以及功率逸散梯度536。最佳阻抗梯度538可以選擇，進而產生最佳功率逸散梯度540來優(yōu)化分配到靶組織的功率。在一個實施方案中，可控制灌注流速來維持切除過程中阻抗梯度基本恒定(如形狀和位置)?；蛘?，流速可根據(jù)需要升高或降低，這可通過控制系統(tǒng)329來改變切除射頻功率傳輸過程中阻抗梯度來實現(xiàn)以優(yōu)化切除體積并縮短切除時間。降低灌注速率(和/或降低電解質濃度)可使阻抗梯度移到右側從而使更多的能量傳送到靶組織，以便在很短的時間內產生更大的切除體積。增加灌注速率可使阻抗梯度移到左側從而使組織脫水達到最小程度，并且炭化和防止或降低阻抗誘導的發(fā)生器關閉(又稱為阻擋關閉(impeding out))。在另一實施方案中，液體的灌注可產生一個恒定的阻抗分布圖546，548或梯度增加的阻抗分布圖542，544。利用最佳阻抗梯度可解釋靶組織(尤其是鄰近電極的靶組織)內的阻抗差異，這有利于更精確或更精細地控制切除過程。在不同的實施方案中，阻抗梯度534可以為線性、對數(shù)、二次冪、三次冪或其它多次冪函數(shù)。可用于產生這種梯度的流速程序或子程序可貯存在存貯器或邏輯源中。
接下來討論傳感器，在多種實施方案中，傳感器包括全部或部分彈性元件?；剡^頭來看圖19，其中彈性元件18由傳導材料構成，傳感器221的長度由設置可滑動的或固定的絕緣層36所決定。也是在多種實施方案中，傳感器22可由下列物質制成各種傳導性材料和本專業(yè)所熟知的材料，如不銹鋼、銅、銀、金、鉑和合金及復合材料?，F(xiàn)在參見圖24，與之類似，傳感器22或傳感元件22m的全部或一部分可包括有導電的金屬外層或導電的聚合材料覆層22c，后者通過業(yè)界熟知的方法包被或沉淀到彈性元件18的所選部分上，這些方法有，噴涂、真空沉淀、包被、光刻法及類似方法。在一項相關實施方案中，傳感元件22m和/或傳感器22可沿其長軸的全部或一部分具有一種電阻梯度22g。這種電阻梯度可呈線性升高或下降，也可以呈二次冪、三次冪、指數(shù)或其他形式。在一項特殊實施方案中，電阻梯度被設計用于對電阻損失(如電壓)和/或沿傳感器22長軸發(fā)生的滯后現(xiàn)象的補償，以及傳感器22的整體電壓的變化，源于傳感器22在溫度和/或傳導/感應的長軸221c(和區(qū)域)上的變化，這種變化的發(fā)生可能源于可滑動絕緣層的伸展或縮回，或因為傳感器與切除的、燒毀的組織或其他粘連組織的移動。在此及相關實施方案中，該梯度可以設計成在傳感器22的遠端22d產生最小電阻(如，最大導電性)并且向近端方向呈現(xiàn)增加移動。這種梯度的產生可通過使用被覆層22c，如改變被覆層的厚度或成分，或二者皆用，沿傳感器的長軸221使用業(yè)界熟知的方法。而且，通過對沿傳感器長軸或區(qū)域電阻改變或損失的補償，這些和相關實施方案也可改進對復雜阻抗的實際和假想成分的檢測。在其他相關實施方案中，根據(jù)傳感器長度221，電阻梯度的方向可呈放射狀或放射狀與線性相結合。
在另一項實施方案中，傳感器可包括許多業(yè)界熟知的生物醫(yī)學傳感器，如熱傳感器、聲學傳感器、光學傳感器、電壓傳感器、電流傳感器、pH值傳感器、氣體傳感器、流體傳感器、位置傳感器、壓力/阻力傳感器等，且不限于此。熱傳感器可包括熱敏電阻、熱耦合器、電阻導線、光學傳感器及類似物。聲學傳感器包括超聲波傳感器，后者包括壓電傳感器，可呈陣列排列。壓力/阻力傳感器包括扭力計量傳感器，后者包括硅基扭力計量儀。
在一項實施方案中，可選擇傳感器以在測量阻抗的同時測量溫度，以補償在測量阻抗時任何因溫度相關的偏差或磁滯現(xiàn)象。相應地，在一項實施方案中，來自溫度傳感器或溫度計算裝置的反饋信號可輸入此處提及的阻抗計算裝置以補償上述偏差。對溫度的監(jiān)測也可用于對能量傳輸?shù)膶崟r監(jiān)測。如果在某一時間，來自傳感器的數(shù)據(jù)顯示所需的細胞壞死溫度超標，則一個合適的信號被送往控制器，后者然后調整傳輸?shù)诫姌O的電磁能量大小。
現(xiàn)在參見圖25a-25c和26a-26c，在一項實施方案中，由傳輸電磁能量產生的切除體積的位置和大小可通過傳輸切除能量的頻率進行控制。低電磁能量頻率如射頻頻率(如1kHz-1MHz)產生一個較局限的能量濃度(如，電流密度)，導致從側距18d1或其他方向看，能量濃度區(qū)或切除區(qū)5az緊靠能量傳輸電極/天線。較高頻率的能量如微波則產生一個較遠的能量濃度和切除區(qū)。如圖25a-25c所示，通過改變能量傳輸?shù)念l率和/或能量傳輸電極/天線與不同頻率的能量源耦合，切除病變組織的部位、形狀和大小可得到精確控制。這可通過將一個或多個電極18進行電學分離以允許各個電極使用獨立頻率而獲得。這種電路和控制方式可用于開關單個電極或天線，以及控制/調整各個電極的頻率。在使用過程中，這些和相關實施方案有如下優(yōu)點，使得病變的大小、位置和形狀可被精確控制和/或操作，從而滿足對靶組織的治療需要。
參照圖25b和圖25c，在多個實施方案中，一個或多個電極可包括有節(jié)段性部分18sp，使得電極18的不同節(jié)段18sp可發(fā)射或放射不同波長的能量。通過采用電子絕緣段36s可獲得這種節(jié)段性。
在圖25b顯示的實施方案中，使用節(jié)段性電極可產生一個節(jié)段性的切除區(qū)域5az，后者包括第一個和第二個節(jié)段區(qū)5azs1和5azs2。這些節(jié)段切除區(qū)的大小和形狀可通過間斷或重疊來控制。該實施方案還可以對一些解剖結構如血管、神經等的損傷，這些結構與待切腫瘤緊密相連或被腫瘤包裹。例如，在圖25b所示的實施方案中，節(jié)段切除區(qū)5azs1和5azs2可被定大小和定位(通過控制傳輸?shù)礁鱾€電極的切除頻率)，從而在每個切除區(qū)間有足夠的空間以避免對血管5bv或其他重要結構5as的損傷，上述結構位于兩個或更多的電極18之間。另外，如果需要，傳輸?shù)礁鱾€電極節(jié)段區(qū)的切除頻率可被設定以產生一個重疊的節(jié)段切除區(qū)域5az，如圖25c所示。
在使用過程中，醫(yī)療人員對儀器設置進行定位，然后對靶組織成像(使用業(yè)界熟知的成像系統(tǒng)如醫(yī)用超聲或CAT掃描技術)以辨別腫瘤和重要的結構，并利用上述圖像控制能量傳輸裝置的輸入頻率以產生所需的病變大小和形狀，從而在保護重要結構的同時完整地切除腫瘤。在一項實施方案中，圖像可以電子方式貯存，并被分析以辨別腫瘤和周圍的解剖結構(采用業(yè)界熟知的圖像處理技術如成像儀器處理器自帶的邊緣判定算法)，從而輸出反饋到與功率供應相耦連的功率控制軟件模式，控制功率頻率以產生所需的切除體積。上述和相關的實施方案的另一個好處在于，可在靶組織位點產生一個能量或熱量梯度。也就是可以將更多或更少的能量送達靶組織空間中的具體部位，從而控制能量的傳輸以符合某一特定腫塊、甚至腫塊的各處部分的物理學和熱學情況。這是一項重要的技術，因為腫瘤常常在形態(tài)學上、因而也在熱學上呈非均一性，該問題是目前的切除治療方法尚未認識到或未解決的。
使用上述技術的例示實施方案包括將較大量的能量輸送到腫瘤的中心區(qū)、而將少量能量輸送到邊緣，從而在中心區(qū)產生較高的溫度以確保完全切除、將對周邊健康組織的熱損害危險減到最小。另外，在射頻針或探針(或其他刺入性能量傳輸裝置)插入腫瘤或周邊組織造成的組織腔道內也選擇性地用較高的能量，從而保證在射頻針抽出時沒有活的腫瘤組織隨之被抽出。
參見圖3和圖27，本發(fā)明的多個實施方案可從一個或多個阻抗參數(shù)，包括但不限于復合阻抗、阻抗向量、阻抗位置或復合值等，產生并顯示圖像或圖形。在一項實施方案中，用于生成和顯示阻抗圖形或阻抗圖像4’的步驟100包括下述一個或多個步驟，這些步驟的所有或一部分可作為電子設備裝配入一個處理器或在此提及的邏輯源。阻抗陣列22a和/或設備10可設置101在所需樣本體積5sv的內部或周圍，和/或傳導路徑22p可被選擇105以確定、并因此選擇110一個特定的樣本體積5sv。接著應用傳感元件22m或傳感器22(包括陣列22a)的全部或一部分可將該空間成像200。然后獲得一項決定300，以對樣本體積進行一次或多次重成像以增強圖像分辨率。而且，在靶組織位點可采用不同的切除電流并隨著時間推移重復測定電壓，從而通過增加采用和減少信號偏差增加測定的準確性和精確性，上述信號偏差可發(fā)生于某一特定的切除位點。來自阻抗陣列22a的信號22i可接著被傳送或輸入400到邏輯源19lr，后者包括模塊19m，該模塊還可包括一個圖像處理亞模塊19mi。亞模塊19mi包括亞路徑或算法，用以對靶組織空間的全部或部分生成一個阻抗圖形或衍生圖像4’，其采用的圖像/信號處理技術包括但不限于邊緣判定、濾過、近似技術、空間成像、對比增強、模糊邏輯和其他業(yè)內熟知的技術。另外，來自陣列22a的一個和多個信號22i可輸入或傳達500到存貯源19mr(或一個外源耦合數(shù)據(jù)存貯裝置)并以整套阻抗數(shù)據(jù)22s貯存在存貯源19mr。接下來，根據(jù)下述方法將整套數(shù)據(jù)22ds輸入到亞模塊19mi并進行處理600，以生成一個阻抗圖形或阻抗衍生圖像4’，后者可以顯示700在顯示裝置21或其他顯示方式上。于是作出一個決定800，以一個新的樣本體積進行成像，該處理過程可在定位步驟101或選擇傳導路徑步驟105進行重復。在一項實施方案中，通過沿軸12a1旋轉陣列22a或從傳感元件18推進、回抽一個或多個傳感元件，或二者結合起來進行，可以有利于成像或圖形過程。
在一項實施方案中，模塊19m或19mi可包括采用拉普萊斯(Laplace)方程的算法以在靶組織空間內根據(jù)在一個或多傳導路徑22cp內測得的已知電壓和電流計算電阻率(impedivity)或電阻系數(shù)。參考計量或標準化方法要用于補償測量過程中的噪音。在相關實施方案中，在此述及的阻抗和其他生物電參數(shù)可通過分析、從功率域轉換成時間，使用轉換函數(shù)如弗埃爾(Fourier)轉換、快速弗呂爾轉換、子波分析方法和其他業(yè)內熟知的計量方法。上述函數(shù)和方法可以整合到模塊19m或19mi中的算法或亞路徑中。這些整合了子波函數(shù)和轉換(包括信息包)的算法可用于分析和解決多維和多頻數(shù)據(jù)及相關的函數(shù)和方程。該方法使得在應用子波分析阻抗、傳導率和其他應用本專利的系統(tǒng)和設備收信的生物電信號時有更大的靈活性。下述一個或多個子波函數(shù)可被整合進入模塊19m或19mi的一個算法或亞路徑中去，如曲線子波(spline wavelets)、波型建模和分段、時間-頻率分析、時間-頻率定位、快速算法和濾過堤(fast algorithms and filter banks)、積分子波轉換(integral wavelet transforms)、多分辨率分析(multiresolutionanslysis)、基數(shù)樣條函數(shù)(cardinal splines)、標準正交子波(orthonormalwavelets)、正交子波空間(orthogonal wavelet spaces)、哈霧、香農和邁耶子波(wavelets of haar，Shannon和meyer)、巴特勒瑪爾和斯特羅姆博格樣條子波(spline wavelets of battle-lemariéand strmberg)、道比奇斯子波(daubechies wavelets)、雙正交子波(biorthogonal wavelets)、正交分解和重建(orthogonal decompositions and reconstruction)、以及多維子波轉換(multidimensional wavelet transforms)。在一項實施方案范例中，模塊19m或19mi采用曲線子波從而在均勻或非均勻組織樣本上分析并合成離散的數(shù)據(jù)而不受任何邊界的影響。
圖像模式19mi也可包括亞路徑以從一個樣本容積中獲得的圖像數(shù)據(jù)系列中的單個確定阻抗值間進行插補，如線形、四方形或立方形齒形插補。這樣就提高了圖像質量包括分辨率而對空間或對比細節(jié)沒有明顯影響。在相關的實施方案中，圖像處理模式19mi可以設計成允許使用者選擇內插(interpolative)或其他圖像處理算法并使圖像區(qū)域進行上述處理。因此，使用者可以選擇以圖像的全部或部分進行增強，從而加快圖像處理時間(通過無需對整個圖像進行處理)同時提高圖像質量和成像儀器/系統(tǒng)的其他可用性。圖像處理模式19mi還可以包括灰階和色彩對比功能，這些均為可選功能?；译A和色彩均要成階或標準化，其來源于從單個患者、計算測量值或來個患者樣本群的統(tǒng)計值(如中間值)或善于患者人群的測量值(如平均值)或上述值的聯(lián)合。
在相關實施方案中，顯示器19和模塊19mi可以設計用以生成含腫瘤組織和健康組織間最大可視區(qū)別或對比度的阻抗圖像。通過使用頻率或頻率組合以獲取所選組織型別或提示某種腫瘤(如血管溫度等)的組織狀況。在一項實施方案中，通過測定掃描頻率，采用一個或多個頻率從而產生健康組織和腫瘤組織或其他組織狀況(如熱損傷、壞死等)間的最佳對比度從而生成一個阻抗圖形或圖像。
參照圖28和29，反饋控制系統(tǒng)329可以能量源320、傳感器324、阻抗陣列322a和能量傳輸裝置314和316相連。反饋控制系統(tǒng)329接收來自傳感器324的溫度或阻抗數(shù)據(jù)，能量傳輸裝置314接收的電磁能量大小可通過切除能量輸出、切除時間、溫度和電流密度(即“四參數(shù)”)的初始設定所調節(jié)。反饋控制系統(tǒng)329可自動改變上述任何四參數(shù)。反饋控制系統(tǒng)329可檢測阻抗或溫度、并根據(jù)其中一個或二者改變四參數(shù)中的任何參數(shù)。反饋控制系統(tǒng)329可包括一個多數(shù)傳輸器(數(shù)字或模擬的)以多路傳輸不同的電極、傳感器、傳感器陣列，以及一個溫度檢測環(huán)路，后者提供一個可代表在一個或多個傳感器324測定的溫度或阻抗的對照信號。微處理器可與溫度控制環(huán)路相連。
下述討論特別包括采用一種射頻能量作為本儀器的切除能量源。為了討論的需要，能量傳輸裝置314和316將稱作射頻電極/天線314和316，而能量源320被稱為射頻電源。然而，其他能量傳輸裝置和能量源在同樣可能應用，同時與治療儀器相關的類似裝置可能采用激光光纖、微波和一些類似裝置。對組織或射頻電極的溫度進行監(jiān)測，而能量源320的傳輸功率相應進行調整。如果需要，醫(yī)生可以不考慮該封閉或開放的系統(tǒng)。
本儀器使用者可根據(jù)儀器內部和調控點輸入一個阻抗值。根據(jù)這個阻抗值，以及測定的阻抗值，反饋控制系統(tǒng)329可以確定用以傳輸射頻能量的最佳功率和時間。通過反饋控制系統(tǒng)329自動調節(jié)功率輸出對溫度進行調節(jié)。
在另一個實施方案中，反饋控制系統(tǒng)329為基線設定確定一個最佳功率和時間。切除的體積或創(chuàng)面首先在基線時確定。檢查切除病變的完成情況可通過將能量傳輸裝置316從導管的遠端送到與所需的病變大小相一致的部分、同時監(jiān)測創(chuàng)面周圍的溫度使得該溫度足以產生所需的創(chuàng)面。
閉環(huán)系統(tǒng)329也可采用控制器338監(jiān)測溫度、調節(jié)射頻功率、分析結果、反饋結果并調整能量。更具體地說，控制器338控制射頻能量傳輸?shù)诫姌O314和316的功率水平、周期數(shù)和時間，從而獲得適用于達到所需的治療目標和臨床端點的功能水平?？刂破?38也可采取串聯(lián)分析的光譜形式19p，完成組織活檢和包括治療端點在內的切除監(jiān)測功能?？刂破?38還可呈串聯(lián)控制電流、冷卻液以及抽吸出的組織的移除?？刂破?38可與能量源320整合或者耦合。在此以及相關實施方案中，控制器338還可與分離的阻抗測定定電源317耦合，可用于同步到達組織部位脈沖能量的傳輸，從而使得傳感器或傳感器陣列322a在能量間歇期以避免或使傳感器或傳感器陣列322a取樣時信號干擾、人為因素或不必要的組織影響減到最少?？刂破?38與可與輸入/輸出裝置(I/O)耦合，如鍵盤、觸摸板、PDA、麥克風(與控制器338或其他計算機內的語言識別軟件耦合)或類似物。在一項實施方案中，電源317可以是一個多頻發(fā)生器，如由惠普公司(Palo Alto，California)的產品，該產品可以與同一公司生產的頻譜分析器耦合或包括在其中。
參照圖28，圖示反饋控制系統(tǒng)329的全部或部分結構。射頻電極314和316(也稱為初級和二級射頻電極/天線)傳輸?shù)碾娏饔呻娏鱾鞲衅?30測量。電壓則由電壓傳感器332測量。阻抗和能量于是在能量和阻抗計算裝置334中得以計算出來。這些數(shù)據(jù)可以在用戶端或顯示器336上顯示。代表能量和阻抗的信號被控制器338接收，后者可以是一個微處理器。
控制器338產生控制信號，其與實際測量值和所需值間的差異相匹配。控制信號被能量電路接收用以將能量輸出調節(jié)在一個合適的水平，從而保持傳輸?shù)较鄳跫壓?或二級天線314和316的所需能量。在一個類似方式中，由傳感器324測定的溫度為保持一個所選能量提供反饋。實際溫度由溫度測量裝置342測得，該溫度在用戶端和顯示器336上顯示?？刂破?38產生的控制信號與實際測量溫度和所需溫度間的差異相匹配?？刂菩盘柋挥糜陔娫措娐?40以將能量輸出調節(jié)在一個合適的水平，從而保持傳輸?shù)较鄳獋鞲衅?24的所需溫度。多路調制器346可用于測定電流、電壓和溫度，在許多傳感器324以及在初級電極314和二次電極316間傳輸和分配能量。合適的多路調制器包括在下述產品中，但不限于此National Semiconductor公司(Santa Clara，Ca.)的產品如CLC522和CLC533系列，以及AnalogDevices公司(Norwood，Mass)的產品。
控制器338可以是一種數(shù)字或類似控制器，或包括有嵌入、常駐軟件或耦合軟件的計算機。在一項實施方案中，控制器338可以是Intel公司(Santa Clara，Ca.)生產的Pentium系列處理器。如控制器338是一臺計算機，它可以包括一個通過系統(tǒng)總線耦合的CPU。該系統(tǒng)中可以有一個鍵盤、一個磁盤驅動器、或其他非可變記憶系統(tǒng)、顯示器和其他外圍設備，如本專業(yè)如熟悉的那樣。與該總線耦合的還有一個程序存儲器和一個數(shù)據(jù)存儲器。在各種實施方案中，控制器可與影像系統(tǒng)耦合，包括但不僅限于超聲、CT掃描儀(包括快速CT掃描如由Imatron公司(South San Francisco，CA)生產的產品)、X線、MRI、乳腺成像X線和類似產品。另外，還可采用直視或觸覺成像。
用戶端界面和顯示器336可包括操作者控制器和一個顯示器。在一個實施方案中，用戶端界面可以是一個PDA，如業(yè)內所知，由PalmComputing(Santa，Ca.)生產的Palm家庭計算機。界面336可配置成允許使用者輸入控制和處理數(shù)據(jù)，使控制器能產生合適的指揮信號。界面336也可接收來自一個或多個傳感器324的實時處理反饋信號供控制器338處理，以管理能量、液體等的傳輸和分配。
電流傳感器330和電壓傳感器332的輸出被控制器338采用，用以在初級和二級天線314和316保持所選的功率水平。傳輸?shù)纳漕l能量大小對功率大小進行控制。傳輸功率的圖形可以被整合到控制器338，還可以對預設大小、用于傳輸?shù)哪芰啃纬蓤D形。
環(huán)路、軟件和向控制器338的反饋導致對處理過程的控制，對所選功率的保持，也可用于改變(i)所選功率，包括射頻、微波、激光和其他類似物，(ii)功率周期(開-關和瓦特數(shù))，(iii)雙極或單極能量的輸送，以及(iv)灌注介質的輸送，包括流率和壓力。這些過程變量受控且可變，而維持所需的功率輸送不依賴于電壓或電流的變化，而是基于傳感器324監(jiān)測到的溫度?？刂破?38可整合入反饋控制系統(tǒng)329以控制電源的開關，以及對電源進行調控。而且，通過使用傳感器324和反饋調節(jié)系統(tǒng)329，鄰近射頻電極314和316的組織可在所選的一段時間內維持于一個所需的溫度，而不會因為在電極314及其附近組織出現(xiàn)過程的電阻導致關閉通往電極314的電路。
參照圖29，電流傳感器330和電壓傳感器332與一個模擬放大器344的輸入端相連。模擬放大器344可以作為與傳感器324一起使用的傳統(tǒng)差值放大電路。模擬放大器344的輸出端接下來與模擬多路調制器346相連，進入A/D轉換器348的輸入端。模擬放大器344輸出的是一種電壓，代表了相應的感應溫度。A/D轉換器348提供的數(shù)字擴增輸出電壓去往微處理器350。微處理器350可以是Motorola公司的Power PC芯片或IntelPentium系列芯片。然而可以理解，任何合適的微處理器或一般用途的數(shù)字或模擬計算機可用于計算阻抗或溫度，或進行圖像處理以及組織辨別。
微處理器350連續(xù)接收和貯存代表阻抗和溫度的數(shù)字信號。由微處理器350接收的每個數(shù)字信號與不同的溫度和阻抗相對應。計算出來的功率和阻抗值顯示在用戶界面和顯示器336上。另外，或除了以數(shù)字表示的功率或阻抗，計算得出的阻抗和功率值可以通過微處理器350與功率和阻抗限量作比較。如果上述數(shù)值超出預設的功率或阻抗值，在用戶界面或顯示器336會發(fā)出警告，而且輸送的射頻能量會被減弱、調整或中斷。來自微處理器350的控制信號可以改變由能量源320提供給射頻電極314和316的功率水平。在一個類似方式中，傳感器324檢測的溫度可提供用以確定下述參數(shù)的程度或比率的反饋信號(i)組織過熱，(ii)細胞壞死，和(iii)達到所需的壞死細胞邊緣時傳感器324的物理位置。
參照圖30，在一項實施方案中，設有一個或多個阻抗測量裝置19、電源20、顯示裝置21和控制系統(tǒng)，控制器可以合并或整合進入單一的控制、顯示裝置或單元20cd。裝置20cd可以通過裝配顯示下述一個或多個成分阻抗圖形19p、組織位點圖像4’、腫瘤體積圖像4”、切除體積圖像4av、時間溫度圖形、組織辨別信息和切除設定信息(如功率設定、傳輸時間等)。裝置20cd也可用于將切除體積圖像4av疊加在腫瘤體積圖像4”或組織位點圖像4’上，以及將可視線索4c疊加在儀器10(包括在腫瘤體積或一個組織位點內的能量傳輸裝置)的設置位點(包括合適的和不合適的位點)上。裝置20cd也可包括用以在一個或多個軸上操作任何圖像(4’、4”或4av)的控制按鈕20ck。
參照圖31，在多個實施方案中，阻抗檢測裝置或控制系統(tǒng)在出現(xiàn)某種系統(tǒng)阻抗或功率條件時可從第一種測量阻抗模式轉變?yōu)榈诙N模式。在一種實施方案中，第一種阻抗測量模式是這種做的采用射頻治療功率，使用測定的電流和電壓計算阻抗，如下所述。然而，當系統(tǒng)阻抗顯著升高，導致射頻治療功率水平下降至某個閾值以下時，局部阻抗測定的準確性和精確性下降，部分源自與射頻功率系統(tǒng)噪聲水平有關的阻抗測定電流減少。該問題并未被現(xiàn)有的射頻切除/阻抗測定裝置所認識或提及。在這種條件下，位于監(jiān)視裝置內的邏輯源可以被構造成被切換到測定局部阻抗的第二種模式。導致模式轉換的閾值項目是可選的，包括下述一個或多個治療(如射頻)功率閾值下降、系統(tǒng)阻抗增加、射頻功率或系統(tǒng)阻抗曲線的斜率(如導數(shù))改變。在多個實施方案中，射頻治療功率的閾值水平導致模式轉換，可從1瓦特到50瓦特，在特定的實施方案中為5、10和25瓦特。
如圖31所示的一項實施方案中，測量阻抗的一個備選模式包括了將一個功率周期測量信號20e疊加至治療信號20之上。信號20e的脈沖時間20pd范圍可以是1到500毫秒，在特定的實施方案中為50毫秒、100毫秒和250毫秒。信號20e的功率周期20dc可以是1-99％，在特定的實施方案中為10％、25％、50％和75％。監(jiān)視器、電源或控制系統(tǒng)可用以控制測量信號的功率放大以保持所選的整體信號放大20at。在一項實施方案中，整體信號放大20at可從大約5瓦特到大約50瓦特，其特定的實施方案為10、20、30和40瓦特。而且，功率周期、脈沖時間和整體信號放大可以被控制，從而在功率周期上輸送一個可選擇的功率，可從大約0.5瓦特到大約10瓦特，其特定的實施方案為1、2.5和5瓦特。通過控制疊加在功率周期上的平均功率，更高的測量電流被用于短脈沖時間，而不會影響傳輸?shù)闹委煿β?、系統(tǒng)表現(xiàn)力或導致額外的、不需要的能量傳輸?shù)桨薪M織。
在實際使用中，有關包括被疊加的功率周期測量的阻抗測定的備選方案的上述或相關實施方案，其具有的好處在于，在高系統(tǒng)阻抗和/或較低傳輸射頻功率水平(如切除功率)的條件下提高了阻抗和相關生物-電子測量的精確度和信噪比。
在相關的實施方案中，調整功率周期和/或脈沖時間可用以改變對一個或多個所選參數(shù)的反應性，這些參數(shù)可包括治療信號的頻率、治療信號的功率或治療信號的阻抗。脈沖時間或功率周期的變化可由一個控制系統(tǒng)和/或阻抗監(jiān)測裝置或功率供應的邏輯源所控制，其控制方式為業(yè)界所熟知，如PID控制。在實際應用中，上述實施方案允許阻抗測定被連續(xù)微調以改變系統(tǒng)狀態(tài)，從而提高阻抗和相關生物電參數(shù)測量的準確性和精確性。
圖32顯示一個組織切除系統(tǒng)或儀器550，其中大部分已在上文闡述。該儀器通常包括一個控制單元55，用以根據(jù)圖33(下面有更詳細的描述)所示的方式進行操作?？刂茊卧c射頻電源554(如上述能量源)相連，用以控制從能量源到多電極切除裝置556(型號如上述)中的電極的能量輸出，如功率輸出?？刂茊卧?52和能量源間的連接，如560所示，可以是任何傳統(tǒng)電子或機械控制，如，一個繼動器(servomotor)，通過它來自控制單元的電子信號可用于改變射頻電源554的功率輸出。
能量源的輸出與一個多電極切除裝置的電極連接，如上所述，用以改變輸送到電極的射頻功率、電極在靶組織內(如前所詳述)展開時改變儀器的切除率。
控制單元也可與一個灌注裝置558(如一個泵或類似物相連)，用以控制液體的流率和/或壓力，如鹽溶液，通過液體輸送管提供給電極或切除裝置中的其他液體灌注管腔，如561如示。單元552和灌注裝置間的連接如562所示，或以受任何電或機械控制，如一個繼動器，通過它來自控制單元的電信號可用來改變泵出率或壓力，液體據(jù)此由裝置558輸送到切除裝置。
切除裝置和控制單元間的電連接553被用于傳輸與攜帶在切除裝置電極上的溫度傳感器輸出有關的電信號，如上所述，或傳輸與電極和一個身體外表面間電流(用于整體阻抗測定)和電極與某個電極區(qū)域間的電流(用于局部阻抗測定)有關的電流信號。這些阻抗和/或溫度測量值可以是一些瞬間數(shù)值，或與阻抗和/或溫度隨時間變化相關的數(shù)值。
圖33是一個流程圖，顯示在控制單元中的各種功能和操作，這些與控制射頻電源和控制灌注裝置有關。在開始，需注意的是控制單元可自動控制能量和灌注裝置的操作，而無需使用者的干預，或者向使用者提供信息，如怎樣控制能量裝置和灌注裝置中的一個或兩個的操作水平，以優(yōu)化切除步驟，特別是在確保完整切除組織的同時使周圍健康組織的炭化或伴隨損害達到最小。
如564所示，使用者在開始時可輸入靶組織的類型，如肝腫瘤、骨腫瘤或類似物。控制單元優(yōu)先貯存與組織阻抗特性和/或加熱率以及特定組織類型阻抗改變情況相關的數(shù)據(jù)，在給定的功率水平下，尤其在有灌注液時。如下如見，根據(jù)在系統(tǒng)操作初始階段檢測到的阻抗和/或溫度變化情況，這種內部數(shù)據(jù)將用于切除裝置的電極在其中展開的組織正是所需的組織類型。
當使用者著手將裝置插入患者體內、在靶組織內展開電極、確定組織切除的備選體積時，系統(tǒng)便開始通過該裝置灌注液體，同時還控制能量裝置傳輸?shù)凸β?、脈沖射頻能量到達展開的電極，如566所示。低功率脈沖用以產生整體或局部電流參數(shù)，目的是為了在電極展開時測定整體或局部阻抗值，如568和570所示。在展開過程中供應電極的功率也足以在電極周圍產生非常局限的熱量，使電極易于進入靶組織。當與所需組織體積相關的電極展開角度已經達到時，切除裝置也可通過連接器553(圖33)向控制單元傳輸信號。
在電極展開的過程中阻抗(和/或溫度)的測量可與貯存在控制單元中的組織特導性阻抗或溫度數(shù)據(jù)進行比較，以確定包括在電極在的組織實際上就是所選的組織。如程序發(fā)現(xiàn)不匹配，如574所示，控制單元就會向使用者發(fā)出信號按要求重新展開電極。如確定組織無誤，程序將繼續(xù)，向使用者表示開始切除步驟，或自動顯示切除操作階段，由能量源提供的功率水平進一步達到所需的水平，同時還可以增加進入組織的灌注液體流率，如576所示。
一旦開始進行切除操作，系統(tǒng)將在靶組織位點進行持續(xù)和階段性的阻抗和/或溫度測定，同時進行自動或使用者控制的功率水平和/或灌注率的調整，以得到所需的切除速率和程度，如570所示。如上所述，當上述調整自動進行時，控制單元分別自動調整裝置554、562的功率水平和/或灌注率(圖32)。另外，控制單元可以有一個顯示器，向使用者表明需要調整的方向和程度，以及作上述調整所作的控制動作。
在整個調整期間，控制單元接受間斷和重復的阻抗和/或溫度數(shù)據(jù)，后者被處理以引導對能量和灌注裝置的控制。數(shù)據(jù)處理的操作如圖32底部所示。開始，如580所示，程序詢問溫度是否已升到足夠高(按要求應盡可能在一個短的時間內完成切除，與合適的組織切除目標相一致)。如果溫度上升速率低于所選的閾值，控制單元將運行(或建議使用者)以調整功率和/或組織灌注的速率、提高加熱速率，如通過增加功率或減少灌注。程序還詢問測得的阻抗是否超出了所需的閾值，如582所示。如果測定的阻抗過低，同樣程序將運行(或建議使用者)以調整傳輸?shù)诫姌O的功率和/或離子灌注到組織的速率。該過程被重復直到溫度變化和阻抗水平均在所選的可按受的范圍。
程序還監(jiān)控阻抗峰值，后者提示炭化或過熱。如果發(fā)現(xiàn)上述情況，通過邏輯決定584，控制單元將運行(或建議使用者)調整功率水平或灌注速率以最大程度減少阻抗峰值。
假設所有上述變量均在可接受的水平，系統(tǒng)將得到合適的調整以使切除過程最大化，也就是說，以大約最大速率完成切除且不引起組織炭化(或過多組織被炭化)或周邊健康組織的伴隨損傷。程序接著監(jiān)控在電極區(qū)域何時獲得完全的切除，如586所示。如果切除不完全，程序將以現(xiàn)有的功率和/或灌注速率，或調整到合適的水平，繼續(xù)切除。
如果局部切除已完成，系統(tǒng)將詢問整個靶區(qū)域是否已切除，如558所示。如答案為是，則程序操作結束，系統(tǒng)終止或功率下降到一個較低水平/灌注水平。例如，在電極撤離或導管撤離的過程中向電極傳輸一些射頻能量，使得在切除裝置撤離患者體內的過程中減少健康組織暴露于腫瘤細胞的危險。
如果整體切除尚未完成，系統(tǒng)將給使用者信號使電極進一步展開，上述切除過程被重復直到靶組織被最終切除。
結論本申請?zhí)峁┝艘环N新穎而有用的診斷和治療腫瘤的儀器和方法，其采用了包括確定組織阻抗的最小侵入性方法。上述對本專利各種實施方案的描述源自說明和描述之目的。但并未將本專利局限在公布的形式中。本專利實施方案可用于但不限于對多種器官如肝、乳腺、骨和肺中組織表面或內部的腫瘤或組織腫塊的治療。而本專利的實施方案同樣也適用于其他器官和組織。顯然，熟悉本領域者可以對本發(fā)明作各種改良和變動。另外，一種實施方案的元件可以輕易與其他一個或多個實施方案的元件進行組合。這些組合可組成本專利范圍內的多種實施方案。本專利的范圍應由所附權利要求及其等同物所界定。
權利要求
1.一種用于切除靶組織的細胞壞死儀器，在手術條件下包括長型的輸送裝置，該輸送裝置具有一個管腔；能量輸送裝置，包括一組電極，每個電極有一個組織刺入端，以緊湊方式置于長型的輸送裝置內，且在展開時可成弧形，這一組電極在展開時從長型的輸送裝置到達所選組織位點、顯示出運動方向的變化并界定待切除的體積；(i)長型的輸送裝置或(ii)至少一個電極組中的至少一個用于輸送液體通過至少一個灌注接口，該灌注接口分布于(i)長型的輸送裝置或(ii)至少一個電極組的至少一個之中；1.一種用于切除靶組織的細胞壞死儀器，在手術條件下包括長型的輸送裝置，該輸送裝置具有一個管腔；能量輸送裝置，包括一組電極，每個電極有一個組織刺入端，以緊湊方式置于長型的輸送裝置內，且在展開時可成弧形，這一組電極在展開時從長型的輸送裝置到達所選組織位點、顯示出運動方向的變化并界定待切除的體積；(i)長型的輸送裝置或(ii)至少一個電極組中的至少一個用于輸送液體通過至少一個灌注接口，該灌注接口分布于(i)長型的輸送裝置或(ii)至少一個電極組的至少一個之中；與上述能量傳輸裝置相連的射頻電源；液體傳輸裝置，與延長傳輸裝置或能量傳輸裝置中的至少一個可操作地連接，用以傳輸液體通過上述至少一個灌注接口，進入靶組織；控制單元，可操作地連接到(i)射頻電源，以控制射頻能量傳輸?shù)侥芰總鬏斞b置，以及(ii)能量傳輸裝置，以用于檢測阻抗；用于液體傳輸裝置的控制器，通過該控制器，從傳輸裝置灌注進入靶組織的液體基于上述被檢測的阻抗而受調控。
2.根據(jù)權利要求1的儀器，其中所述控制單元與電極組中的至少一個相連，以確定組織的阻抗。
3.根據(jù)權利要求1或2的儀器，其中通過確定在電極組中至少一個電極上一個或多個位點間傳導路徑的阻抗，而直接測定局部阻抗。
4.根據(jù)權利要求3的儀器，所述的一個或多個位點是同一電極上的至少兩個位點，用于確定穿過一個固定距離的局部阻抗。
5.根據(jù)上述權利要求中的任一項的儀器，其中的電極組中的至少一個電極是負極，而控制單元可操作地與該負極相連。
6.根據(jù)上述權利要求中的任一項的儀器，還包括位于電極組中的至少一個電極上、且可操作地與控制單元相連的溫度傳感器。
7.根據(jù)上述權利要求中的任一項的儀器，其中所述的控制單元可操作地與所述液體傳輸裝置相連，用以根據(jù)所述的實測阻抗調節(jié)來自液體傳輸裝置的液體灌注量。
8.根據(jù)上述權利要求中的任一項的儀器，其中的控制單元可以進行手動調整以根據(jù)所述的實測阻抗來調節(jié)傳輸?shù)剿鲋辽僖粋€電極的能量大小。
9.根據(jù)上述權利要求中的任一項的儀器，其中的控制器可以進行手動調整以根據(jù)所述的實測阻抗來調節(jié)來自液體傳輸裝置的液體灌注量。
10.根據(jù)上述權利要求中的任一項的儀器，其中電極組中的至少兩個電極中的每一個均具有一個分離的灌注管腔，用以傳輸通過的液體。
11.根據(jù)權利要求10中的儀器，其中對液體傳輸裝置的控制器可被操作以提供對通過分離的灌注管腔的灌注的獨立控制。
12.用于切除患者體內的靶組織的方法，包括如下步驟設置射頻能量傳輸裝置，該裝置有(a)包括一個管腔的長型的傳輸裝置，(b)一組射頻電極，其遠端是組織穿刺端，以一種壓縮狀態(tài)置于導管內、可預先成形從而在展開時呈弧形，該一組射頻電極組從導管進入所選組織區(qū)域時其運動方向發(fā)生改變，電極組中的至少一個電極被用于向至少一個灌注點傳輸液體，(c)液體傳輸裝置，可操作地與長型的傳輸裝置和電極組中的至少一個相連，用以向所述至少一個灌注點傳輸液體，(d)控制單元，可操作地與電極組中的至少一個電極相連以用于測定阻抗，以及(e)用于液體傳輸裝置的控制器；其中所述的設置是將導管的遠端有效地置于靶組織的內部或附近；展開所述電極以確定一個切除空間，該切除空間包括靶組織的至少一部分；將液體通過所述電極灌注進入確定的切除空間；向電極施加切除射頻電流；通過所述施加步驟，切除被包括于所確定切除空間的靶組織；確定阻抗，以及通過控制來自射頻傳輸裝置的灌注液體量對阻抗進行調節(jié)。
13.根據(jù)權利要求12的方法，其中的灌注步驟可發(fā)生于切除步驟之前、之中或之后的一種或多種情況之下。
14.根據(jù)權利要求12或13的方法，其中所述的調節(jié)步驟包括在電極組中的不同電極內改變液體流量。
15.根據(jù)上述權利要求中的任一項的方法，其中在所述展開步驟中還實施所述切除步驟。
16.根據(jù)上述權利要求中的任一項的方法，其中的灌注液是離子溶液，該方法還包括通過控制灌注離子溶液中的離子濃度來改變灌注液的導電率。
17.根據(jù)權利要求16的方法，其中所述的灌注離子溶液是鹽溶液，且其中灌注電離液的導電率通過改變溶液中的鹽度來控制。
18.根據(jù)權利要求16或17的方法，其中所述的灌注步驟的作用是控制環(huán)繞電極組中單個電極的灌注區(qū)域。
19.根據(jù)上述權利要求中的任一項的方法，其中所述的阻抗是系統(tǒng)或局部阻抗，一個或多個電極同患者體外的電阻差為系統(tǒng)阻抗，而電極間或同一電極的兩個或多個位點間的電阻差為局部阻抗。
20.根據(jù)權利要求19的方法，進一步包括通過將系統(tǒng)和/或局部阻抗控制到最佳值，而使能量分散效能達到最大化。
21.根據(jù)權利要求19的方法，其中所述的控制阻抗是在最小值和最大值之間控制阻抗。
22.根據(jù)權利要求19的方法，其中所述的灌注步驟按預先設定的流率變化圖形來進行，以產生隨時間變化的阻抗變化圖形。
23.根據(jù)上述權利要求中的任一項的方法，其中測定上述阻抗是在如下頻率中選擇的頻率下進行的與能量源的頻率相同的頻率，與能量源的頻率不同的頻率和一個頻率范圍。
全文摘要
本文公開了一種用于對靶組織進行熱切除的方法和儀器。該儀器包括一個射頻切除裝置，其包括有計劃在靶組織中展開的多極電極，以確定被切除的選定容積的組織；同時包括有灌注管腔，用于在切除過程中將液體灌注到靶組織。儀器中的控制單元與射頻電源相連，用以控制傳輸?shù)诫姌O以及灌注裝置的射頻功率水平，從而控制液體通過管腔灌注到組織的速率。在電極展開和組織切除的過程中，對組織內的阻抗和/或溫度進行測定以控制射頻源和灌注裝置，從而優(yōu)化組織切除的時間和范圍。
文檔編號A61B5/05GK1596085SQ02823556
公開日2005年3月16日 申請日期2002年9月28日 優(yōu)先權日2001年9月28日
發(fā)明者R·M·皮爾遜, S·A·丹尼爾, D·J·巴貝爾茲, T·C·約翰遜, Z·亞辛扎德 申請人:銳達醫(yī)療系統(tǒng)公司