專利名稱：深層腫塊高溫治療用的單極相控陣列加熱裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
一般地說，本發(fā)明涉及一種單極相控陣高溫治療加熱裝置，這種加熱裝置用于對患者體內(nèi)的癌、前期癌或良性腫塊，或是諸如關(guān)節(jié)組織及含有人類免疫缺損病毒(HIV)組織類的感染或病變組織進行深層加熱。
背景技術(shù)：
對人體深層器官進行高溫治療的最大難題是既要對深層器官進行充分加熱而又不能燒傷皮膚。美國專利No.5,251,645；5,441,532；5,540,737；5,810,888描述了對深層腫塊部位施加自適應聚焦電磁能量射束的方法，本文將這些專利內(nèi)容引為參考。
美國專利No.5,251,645描述了一種自適應射頻高溫治療相控陣列裝置。這種裝置利用來自無創(chuàng)傷的電場傳感器測量的反饋信號，將健康組織的加熱溫度調(diào)零，或者降低到所要求的溫度范圍，從而將陣列輻射的能量聚焦到腫塊上。美國專利No.5,441,532描述了一種單極相控陣列加熱器件，該器件采用射頻或微波聚焦能量，對深層腫塊進行加熱，同時還利用自適應調(diào)零技術(shù)，使過熱點的發(fā)生率降低到最小。美國專利No.5,540,737描述了一種設(shè)在受壓乳房相對兩側(cè)，用以對深層乳房腫塊進行加熱的自適應單極微波相控陣列。美國專利No.5,810,888描述了一種自適應單極相控陣列器件，該器件通過自適應加熱，藉以激發(fā)熱敏脂質(zhì)體釋放藥物，以將目的藥物遞送到腫塊上。
對深層組織進行加熱的結(jié)果可能使表層組織燒傷。怎樣對深層的腫塊進行加熱而同時又不燒傷表層組織，這是一個特別具有挑戰(zhàn)性的課題。需要進行加熱的腫塊包括下列器官中的腫塊肝、肺、胰、卵巢、直腸、前列腺、乳房及胃。另外，由于深層腫塊常常是晚期的，而且尺寸較大，因此，通常還需要進行區(qū)域性加熱。本專業(yè)公知的是，以射頻(RF)能量對深層腫塊進行約43℃到46℃的高溫療法，通常還和放射療法或化學療法復合進行，以取得綜合效果。如美國專利No.5,810,888所述，也可以采用自適應相控陣列高溫療法，通過熱敏脂質(zhì)體將藥物遞送到被選定的組織上，這種脂質(zhì)體是一種攜帶有藥物的脂質(zhì)小泡，該小泡可在39℃到45℃溫度范圍內(nèi)釋放出藥物。這種受讓人的方法可以用來與近期研制的溫度敏感脂質(zhì)體配方，以及諸如阿霉素等化療藥劑一起使用，比如2001.3.13授予Needham的美國專利No.6,200,598“Temperature Sensitive LiposomalFormulation”所述，其中，藥物的釋放溫度約為39℃到45℃。在約43℃-約50℃的溫度范圍內(nèi)，可使癌性組織直接被殺死。具體地說，在43℃-45℃溫度區(qū)域里細胞會逐漸凋亡，而在45℃溫度到50℃(或更高)溫度區(qū)域內(nèi)細胞會壞死(Gerhard et al.，“Short Term HyperthermiaIn VitroSurvival of Different Human Cell Liher After Short Exposure toExtreme Temperatures”，Cancer therapy by Hyperthermia andRadiation，Streffer C，editor，Baltimore-MunichUrban &Schwarzenberg，pp.201-203，1978；Harmon et al.，“Cell Death Inducedin a Murine Mastocytoma by 42℃-47℃Heating in vitroEvidencethat the Form of Death Changes From Apoptosis to Necrosis Above aCritical Heat Load”，Int J Radiat Biol vol.58，pp.854-858，1990)。由于必須在43℃＝50℃的溫度區(qū)域里才能將組織細胞直接殺死，因此，在對腫塊組織進行加熱的情況下怎樣避免燒傷表層組織，仍然是一個需要解決的難題。
對深層腫塊的加熱，通常是建議以一個大直徑(為人體直徑的約1.5倍到3倍)的環(huán)形陣列，在約50-300兆赫的射頻頻率下進行高溫治療。1973年Von Hippel首先用一個環(huán)形相控陣列對深層腫塊進行加熱(von Hippelet al.，Dielectric Analysis of Bio-Materials，MassachusettsInstitute of Technology，Laboratory for Insulation Research，Technical Report 13，pp.16-19，AD-769-843)。這種相控陣列由四個帶有耦合塊的波導管組成。Turner在美國專利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)中描述了一種用于對深層腫塊進行加熱的雙極環(huán)形相控陣列的概念。
以一個大直徑的高溫治療陣列對患者進行治療時，若不用波導管將電場封閉起來，就必須用一個大型的水團(water bolus)將射頻能量耦合到患者體內(nèi)。將這種大塊的水團放在人體上，必將使得患者不舒服。為了防止雜散輻射，通常必須以一個金屬屏蔽室將高溫治療設(shè)備屏蔽起來。如果沒有金屬波導管的屏蔽，高溫治療陣列的雜散射頻能量就有可能沿著患者的縱軸方向輻射出來，會使人感到不適，或者引起安全方面的問題。因此，如果沒有金屬波導管的封閉，就可能需要設(shè)置一個金屬屏蔽室，以便防止雜散射頻能量對系統(tǒng)中其它電子設(shè)備的干擾。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的單極相控陣列高溫治療裝置解決了上述問題。所述單極相控陣高溫治療的加熱裝置發(fā)射射頻能量，這種射頻能量用于使患者體內(nèi)的目標區(qū)域提高溫度。所述加熱裝置包括多個用于發(fā)送電場輻射的單極元件；金屬波導，該金屬波導有一個反射射頻的接地平面，該接地平面上有許多用于安裝單極元件的園形小孔；波形發(fā)生器，該波形發(fā)送器通過相應的相位及功率計權(quán)網(wǎng)絡(luò)向每個單極輻射元件提供電場源；至少一個電場探頭，這種電場探頭位于患者身體表面上，用以檢測來自許多單極元件的電場；以及控制回路，該控制回路用于接受來自電場探頭的反饋信號，以調(diào)節(jié)輸送給各個單極元件的相位及功率，調(diào)節(jié)的目的是在患者身體表面上形成一個或多個自適應零電場區(qū)域，并在患者體內(nèi)待進行高溫治療的目標組織處形成聚焦電場。
一個自適應熱動力射頻單極相控陣列天線加熱裝置圍繞在目標人體周圍，并向體內(nèi)組織提供侵害性最小的熱量，而將其加熱到約39℃-50℃的溫度范圍內(nèi)。這種加熱裝置可以單獨用于進行加熱治療，或是也可以用來激活熱敏的脂質(zhì)體，并首選向體內(nèi)深層區(qū)域釋放藥物；或是也可以與放射療法、化學療法、藥物或基因療法一起使用。單極相控陣列的使用，使得可以對人體深層的大塊組織進行聚焦加熱而又不使患者感到不舒服。當這種加熱裝置在自適應相控陣列模式下運行時，遞送給相控陣列天線元件的功率及相位都由計算機根據(jù)布置在患者身上的無創(chuàng)傷電場及溫度傳感器(如布置在患者皮膚上或待治療的組織區(qū)域內(nèi))測量到的反饋信號進行計算控制，并通過一個移相器及功率放大器網(wǎng)絡(luò)來調(diào)節(jié)遞送給每一個單極元件的相位及功率，以在患者皮膚表面上形成一個或多個零電場區(qū)域，同時又將能量聚集到待處理的深層組織區(qū)域內(nèi)，以將該深層組織區(qū)域加熱到39℃-46℃的范圍內(nèi)。利用自適應相控陣列的快加速梯度搜索算法，可以控制所形成的患者皮膚上的零電場區(qū)域以及待治療組織區(qū)域內(nèi)聚焦點的大小。這種算法對遞送給每個單極元件的相位及功率進行調(diào)節(jié)。授予Fenn的美國專利No.5,810,888中描述了一種用于加熱深層腫塊的單極陣列加熱裝置，以及所用自適應調(diào)零及聚焦快加速梯度搜索算法。該加熱裝置及算法可以作為一個起點。
從理論上說，自適應單極相控陣列高溫治療系統(tǒng)有能力對多種深層腫塊(惡性的和良性的)進行臨床治療，這些深層腫塊包括比如發(fā)生在前列腺、肝、直腸、結(jié)腸、宮頸、胰、胃、膀胱、肺，以及人體內(nèi)其它深層組織部位。這種高溫治療系統(tǒng)可以通過對組織進行加熱而用于將目標組織附近的循環(huán)血流中的熱敏脂質(zhì)體中攜帶的藥物釋放遞送到目標組織中。該高溫治療系統(tǒng)還可以配合目標放射高溫療法，用以增強化學療法、藥物療法及基因療法的效果。
與光動力療法(Shum et al.，Phototriggering of Liposomal DrugDelivery System，Advanced Drug Delivery Review，2001，vol.53，pp.273-284)不同的是，光動力療法以激光來激發(fā)藥物或被脂質(zhì)體包覆的藥物，而深層加熱療法可以用無創(chuàng)傷的自適應相控陣列高溫治療系統(tǒng)來激發(fā)熱敏脂質(zhì)體，使藥物集中到腫塊內(nèi)部，并給藥物賦能。本文所用“熱動力”一詞是指熱能和其它能量形式之間的物理學關(guān)系。因此，可將本文所述的療法稱為自適應相控陣列(APA)熱動力療法(TDT)。


圖1為充水的單極環(huán)形陣列加熱裝置的示意圖；圖2所示為本發(fā)明一種實施例的高溫治療系統(tǒng)，其中每個單極陣列元件都由射頻移相器件及功率放大器件實行自適應的驅(qū)動；圖3所示為本發(fā)明一種實施例的單極元件；圖4為本發(fā)明一種實施例單極相控陣列加熱裝置的示意圖；圖5為近似呈橢圓之水團的示意圖；圖6為帶患者支承裝置的單極相控加熱裝置的示意圖；圖7為帶織物材料支承裝置的單極相控加熱裝置的示意圖，該織物材料的支承裝置懸掛在兩個支承構(gòu)件之間；圖8所示為本發(fā)明另一實施例的剛性支承裝置，該支承裝置分成兩段以留出治療窗口；圖9所示為本發(fā)明又一實施例的織物材料支承裝置，該支承裝置分成兩段以留出治療窗口；圖10所示為本發(fā)明再一實施例的織物材料支承裝置，該支承裝置不帶孔隙；圖11為單極相控陣列加熱裝置的側(cè)視圖；圖12所示為另一實施例中的患者支承裝置，該支承裝置周圍圍繞著空氣隙；圖13所示為加熱裝置腔室內(nèi)的單極相控陣列的位置分布；圖14以示意的方式示出治療過程中根據(jù)電場及溫度傳感器的實時反饋信號控制電場及溫度的情況；圖15為單極相控陣列加熱裝置以鹽水為均質(zhì)仿真肌肉模型的示意圖，所述仿真肌肉周圍是脂肪層；圖16為圖15所示單極相控陣列的側(cè)視圖；圖17為圖15所示高溫治療加熱裝置及鹽水仿真模型的側(cè)視圖；圖18所示為SAR的計算值沿仿真模型橢圓形截面長軸的分布情況；圖19所示為SAR的計算值沿仿真模型橢圓形截面短軸的分布情況；圖20所示為SAR的計算值沿著仿真模型縱軸的分布情況；圖21所示為本發(fā)明另一個實施例，該實施例包括兩個單極相控陣列加熱裝置，這兩個加熱裝置之間間隔一定距離；圖22為本發(fā)明另一個施例單極相控陣列加熱裝置的示意圖。
具體實施例方式
本發(fā)明的單極相控陣列高溫治療加熱裝置及系統(tǒng)克服了現(xiàn)有技術(shù)深層加熱系統(tǒng)存在的缺點。圖1表示本發(fā)明一種實施例的充水的單極環(huán)形陣列高溫治療加熱裝置100。這種優(yōu)選的加熱裝置100包括8個單極天線元件104，這些天線元件104安裝在金屬波導管的腔室150中。按照本優(yōu)選實施例，加熱裝置100的輻射頻率約為90兆赫-110兆赫之間。將金屬波導管腔室150設(shè)計成使安裝在里面的單極天線元件形成一個環(huán)形陣列，該環(huán)形陣列圍繞在治療窗口300周圍。按照一種優(yōu)選實施例，所述環(huán)形陣列是直徑可達約90厘米的圓環(huán)形陣列，更優(yōu)選的直徑為約50-70厘米。由底面金屬平板125及頂面金屬平板130所確定金屬波導管腔室150的上下兩面，這兩個金屬平板125、130的中央各帶有一個橢圓形窗口。該加熱裝置還包括實質(zhì)剛性的橢圓形聚丙烯塑料管200，它的用途為將水保持在金屬波導管腔室150中?；颊咧委煷翱?00位于單極天線環(huán)形陣列的中央?yún)^(qū)域。
各單極天線元件104彼此相互平行，并與金屬波導管腔室150的園柱形背壁140保持固定的距離。例如，可將單極元件104排列成環(huán)形，并與后面的接地放射面保持約6到10厘米的距離。在圖2中，各個單極陣列元件分別由射頻移相器80(φ1，φ2，φ3，……φ8)及功率放大器90(p1，p2，p3，……p8)進行自適應驅(qū)動。波形發(fā)生器87產(chǎn)生比如連續(xù)波CW(振蕩波形)、脈沖波，或其它適于進行高溫治療的射頻波形信號，該射頻波形信號通過無源的功率分配器91分配到8個通道中。
單個單極天線元件104的長度L及直徑D有如圖3所示者。所述長度L可以在約7-12厘米之間，所述直徑D可以在約0.1-0.5厘米之間。單極天線元件104裝到射頻同軸電纜110的中心導線上，所述同軸電纜110形成饋送窗口108，輻照(illuminates)單極天線元件104金屬導線。單極導線的方位和金屬接地平面125相垂直。單極天線元件104可以通過一個比如N型同軸連接器那樣的標準射頻同軸連接器與射頻同軸電纜110相連。單極的饋送窗口108相當于金屬接地平面125上的一個園孔，N型同軸連接器通過該園孔和金屬接地平面125相配合。按照一種優(yōu)選實施例，由園柱形的直的金屬線或金屬管制成單極元件104。在另一種供選擇的實施例中，單極元件104可以是錐形或螺旋形的。在另一實施例中，可以用平行于單極陣列加熱裝置100的背壁140的雙極作為陣列元件。
之所以采用單極陣列構(gòu)造的原因很多。這些原因包括治療及治療準備過程中患者比較舒適、能夠深層加熱、聚焦加熱模型能夠進行實時控制、加熱區(qū)域的縱向分布范圍較小。另外，按照本發(fā)明的單極相控陣列構(gòu)造，其雜散輻射極小，因此很少有必要建立一個射頻屏蔽的治療室，也很少有必要對患者進行屏蔽。
患者的舒適性圖4所示為單極相控陣列加熱裝置100的示意圖。圖中橢圓形的聚丙烯塑料管200的厚度為tp。目標人體92位于單極陣列加熱裝置100的治療窗口300內(nèi)。在圖4所示的優(yōu)選實施例中，空氣冷卻的空氣隙280的用途在于將射頻能量耦合到患者的深層組織中?？梢杂每照{(diào)空氣或室溫空氣來冷卻該空氣隙280，可以通過許多對準該空氣隙的風扇或氣管將冷卻空氣輸送進入該空氣隙。在有如圖5所示的可供選擇的實施例中，利用柔性的水團將射頻能量耦合到患者的深層組織中。單極天線元件104的位置108位于半徑為RA的園上。金屬波導管殼體150的內(nèi)半徑為RW，厚度為tw。金屬波導管殼體150的外表面支承在由鋁或其它材料制成的剛性支架元件400上。剛性支架元件400可以是可活動的，可以在對患者進行治療之前和/或以后使單極相控陣列加熱裝置100運動。比如，該剛性支架元件400上可以帶有輪子，因而可以沿水平方向從一個位置移動到另一位置，或者可使該輪子與一軌道相連，該軌道可以引導單極陣列加熱裝置100沿著整個患者所處的平面運動，以調(diào)整該加熱裝置100的位置，從而可以準確地對腫塊進行加熱?？梢圆捎帽热绱判枣i保持醫(yī)生選定的單極陣列加熱裝置100的位置?；颊咧委煷翱诘臋M截面為橢圓形，該橢圓形的長軸為a(major axis)短軸為b(minor axis)。加熱裝置100除可以作水平方向運動外，還將它的環(huán)形加熱部分安裝在一個垂直的軌道上，因而可以電動的輻射沿垂直方向運動。這使醫(yī)生得以根據(jù)患者的解剖學構(gòu)造調(diào)整加熱裝置的位置，使得患者對準治療窗口的口徑。
按照圖5，單極陣列加熱裝置100包括近似于橢圓形的水團250，該水團250為一個柔性的塑料袋，袋內(nèi)充以循環(huán)冷卻的蒸餾水或去離子水。在進行高溫治療之前，這個水團250即被安放在患者軀干和聚丙烯塑料管形成的治療窗口壁200之間。與圖4所示的空氣冷卻治療裝置相比，這樣的治療裝置中的治療窗口300的橢圓形長軸aw及短軸bw都比圖4中的相應尺寸更小。根據(jù)本發(fā)明，患者治療窗口的橢圓形長軸長度應當在42-52厘米之間，而短軸長度應當在30-38厘米之間。
充有液體的水團內(nèi)的液體作用在圓周上的壓強可以是變化的，這有利于對人體表面的冷卻，也有利于改變?nèi)梭w的血液流動，還有利于將射頻輻射耦合到目標人體上。也就是說，可以根據(jù)治療的情況改變所述水團作用在圓周上的壓強?？梢栽O(shè)想，當壓強增加時，流向目標區(qū)域的血液流率將會減小，因此，目標區(qū)域被血液帶走的熱量也同時減少，從而會增強射頻輻射對目標區(qū)域遞送熱量/能量的效果而形成加熱區(qū)域。
圖6所示為單極相控陣列加熱裝置100的側(cè)視圖。圖中的加熱裝置100包括一個平坦的并且是剛性的患者支承裝置600。在對患者進行治療時，該支承裝置600上將鋪上柔軟的墊子?；颊咄ǔＲ雠P或腑臥在該支承裝置600上。在圖7所示的供選擇實施例中，單極相控陣列加熱裝置100包括一個凱芙拉(Kevlar)或其它織物材料制成的支承裝置700，該織物材料支承裝置700懸掛在兩個園柱形支承構(gòu)件710之間，以支承正在進行治療的患者。無論是剛性支承裝置600還是織物材料支承裝置700，都可以如圖8及圖9所建議的那樣制成分離的兩段，以留出治療窗口或治療空隙300。所述治療窗口300對準單極陣列加熱裝置100的治療窗口300。無論是剛性支承裝置600還是織物材料支承裝置700，都可以如圖10所示那樣，被制成為長度大于患者身高的整體支承物。按照一種優(yōu)選實施例，用來支承患者的材料都是非導電材料。比如，所述平坦的剛性支承裝置600或支承裝置700均可用木材、塑料或玻璃纖維制成。另外，支承裝置600或700中的某些部位上可以包含金屬材料，但是這些金屬材料或其它導電材料必須是不直接進入單極陣列加熱裝置的治療窗口300，并且，必須使其接地。
可將患者支承裝置600或700制成為能夠在單極陣列加熱裝置100的治療窗口300范圍內(nèi)運動，可以把這種可運動特征作為單極陣列加熱裝置可運動特征的替代特征或附加特征。這樣，目標腫塊便能有效地對準單極天線元件陣列，從而能夠?qū)嵤└玫母邷刂委??？蓪⒒颊咧С醒b置600或700以及可運動的加熱裝置設(shè)計成能夠沿著x、y、z三個方向運動。這樣，單極陣列加熱裝置100便有能力沿著三個軸的方向?qū)θ梭w進行掃描，并進行加熱。
圖11為單極相控陣列加熱裝置100的側(cè)視圖。圖中，由金屬波導管構(gòu)造150限定所述治療窗口300。治療窗口300縱向延伸長度W幾乎等于波導管的縱向尺寸。整個金屬波導管150以及里面的水350都與患者絕緣?？捎眠m當厚度(約4-10厘米，取決于患者的橫截面尺寸)的柔性水團250將射頻能量從波導管的窗口耦合到患者軀干上。由于加熱裝置100實質(zhì)為剛性的，因此僅由水團250對目標人體施壓。水團250內(nèi)可以采用循環(huán)冷卻的蒸餾水或去離子水。盡管在一種優(yōu)選實施例中采用了水團，但圖12所示的另一實施例不采用水團，而是通過一個空氣隙和冷卻空氣來保證高溫治療過程中的皮膚表面溫度低于安全溫度。在另一種本發(fā)明的實施例中，采用水團及空氣隙的復合技術(shù)，將射頻能量從波導管窗口耦合到患者軀體上。與空氣隙技術(shù)復合使用的水團的尺寸相比，這可以更小些。
本發(fā)明的單極相控陣列明顯不同于帶有大水團的雙極陣列，并比它更為舒適，因為充滿了大量水的水團和人體接觸時，通?？倳够颊吒械讲皇娣?。對于本發(fā)明的單極陣列來說，由于尺寸及質(zhì)量方面并不存在什么問題，因此，具有較大有效直徑的陣列能夠適用于更深的穿透力。
在本發(fā)明的另一實施例中，可以用鋁或金屬化的玻璃纖維或塑料制成所述里面包容有單極元件104的波導管腔室150?？梢杂脝纹幕蚨嗥膶щ姴牧现瞥伤霾▽Ч芮皇?，并具有符合要求的電學及輻射模型特征以及包容液體的基本結(jié)構(gòu)。玻璃纖維或塑料的金屬化形式可以是與連續(xù)的導電材料相復合，或者可供選擇地與鋁或其它導電材料的篩網(wǎng)或線材相復合。為了盡量減少漏水的概率，最好用整片的材料制作導電的波導管腔室，或是用多片的材料制作，但互相嚴密地密封在一起。譬如，若由三片材料制成波導管腔室，則可用兩片鋁或其它導電材料平板互相平行地形成加熱裝置的頂面130及底面125，并以彎曲成園弧形的第三片鋁或其它導電板材形成位于單極元件背后的園柱形背壁。對于臨床使用來說，加熱裝置必須嚴格保持密封不漏水。因此，各個鋁材之間應當用槽型接縫來咬合，并以柔性的填料來保證其密封性，并隨后焊接在一起。以丙烯酸材料(如P1exi膠質(zhì)玻璃)或玻璃纖維彎曲成形制成的治療窗口蓋將水保持并密封在導電的腔室中。該窗口蓋必須具有足夠的強度以承受住水的重量，使其不致壓到患者身上。
大單極元件環(huán)形陣列的深層加熱性能比吸收率(SAR)是用以衡量高溫治療加熱裝置加熱性能的參數(shù)。SAR值和高溫治療加熱裝置輻射之電場大小的平方成正比。通過適宜地選擇環(huán)形陣列的直徑，就能降低身體表層部位的SAR和腫塊深度或待治療區(qū)域的SAR之比。從原理上說，這是由于球面波輻射和平面波輻射的不同所致。平面波產(chǎn)生的電場在體內(nèi)傳播過程中主要會由于肌肉組織的介電損耗而迅速衰減。對于球面波而言，產(chǎn)生的電場則除介電損耗外，還與輻射距離R成反比。由于平面波電場衰減不與輻射距離成反比(1/R)，因此，與球面波相比，平面波能夠穿透的深度更深。平面波的衰減僅僅是由介電材料的損耗所造成的。而加大環(huán)形陣列的有效直徑，可以使所輻射的球面波更接近于平面波。于是，有效直徑為90-120厘米的環(huán)形陣列的穿透深度將大于60厘米有效直徑的環(huán)形陣列的穿透深度。本發(fā)明的單極相控陣列波導管的構(gòu)造形式就有可能構(gòu)成如此大有效直徑的環(huán)形陣列。在圖13中，位于單極元件后方的反射表面155能產(chǎn)生二次鏡像單極陣列109，該二次鏡像單極陣列具有更大的有效半徑RIRI＝2RW-RA(1)在圖13所示的優(yōu)選實施例中，單極陣列的半徑RA約為30厘米，反射壁面的半徑RW約為38厘米。因此根據(jù)式(1)，鏡像陣列的半徑RI＝46厘米。在該實施例中，單極元件到反射背壁155之間的距離為約8厘米。
熱動力治療中的實時控制治療之前制訂治療計劃時，有時要對于病人需要進行多長時間的高溫加熱這個問題進行討論。這樣的討論其實通常是不合乎實際的，因為理論上的治療過程和實際的治療過程通常是有差別的。在進行高溫治療時，移相器、功率放大器、電纜、連接器，以及人體本身內(nèi)部都會發(fā)生相位漂移，都會導致明顯的相位聚焦誤差(Straube et al.，Phase Stability of aClinical Phased Array for Deep Regional Hyperthermia，International Journal of Hyperthermia，Vol.11(1)，pp.87-93，1995)。如圖14所示，本發(fā)明通過可靠的途徑，根據(jù)來自電場及溫度傳感器112的實時反饋信號114，控制患者體內(nèi)的電場及溫度分布情況。一種具有實時反饋信號114及控制信號116的自適應單極相控陣列100對于臨床治療來說是具有潛在生命力的。
在圖14所示的優(yōu)選實施例中，患者的血流內(nèi)被注入一種含有藥物的熱敏脂質(zhì)體159，該脂質(zhì)體159隨著血液流向待治療的組織。來自自適應單極相控陣列加熱裝置100的射頻輻射使位于焦點107處的目標組織的溫度上升，從而使附近的熱敏脂質(zhì)體159受熱而釋放出所攜帶的藥物。深層腫塊加熱用的自適應聚焦裝置的基本原理在于，調(diào)節(jié)相控治療中每個單極元件的相位偏移，使得腫塊部位形成電場強度最大的聚焦點107。然而，僅僅使用這種自適應聚焦方法預料通常將不能避免地會在表層組織部位出現(xiàn)過度加熱點。
一種無創(chuàng)傷的表層電場自適應調(diào)零技術(shù)，它包括根據(jù)來自電場傳感器112的反饋信號調(diào)整每個輻射射頻能量的單極天線的相位及功率，這種電場傳感器112設(shè)置于患者皮膚上的一個或多個調(diào)零位置處。調(diào)零區(qū)域120的范圍圍繞在每個電場傳感器112的周圍，并透入體內(nèi)，所述調(diào)零區(qū)域?qū)ζつw及皮下組織形成保護。在人體模型上進行的自適應調(diào)零及深層加熱的驗證試驗已經(jīng)在比如4通道二極環(huán)形陣列加熱裝置上成功地得到實施(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)。
通過下列原則來實時地確定輸送給陣列中單極元件的射頻功率的控制或者根據(jù)溫度測量反饋數(shù)據(jù)和預先設(shè)定的腫塊溫度要求值以及腫塊加熱劑量的要求值的比較結(jié)果來確定；或是根據(jù)輸送給陣列中的單極元件的總微波能量劑量的測量值和臨床研究得到的能量劑量要求值的比較結(jié)果，同時還考慮到公差及皮膚表面安全溫度這兩個因素來綜合確定。可以通過向腫塊插入一個微創(chuàng)傷的溫度探頭，或無創(chuàng)傷的熱測量裝置，實施腫塊溫度的測量。
射頻輻射設(shè)備及參數(shù)條件按照一種優(yōu)選的實施例，深層加熱單極相控陣列包括一個由8個射頻輻射單極天線元件組成的環(huán)形陣列。這種環(huán)形陣列元件是一種四分之一波長長度的諧振單極，該諧振單極由標準的同軸連接器芯線饋送能量(Fennet al.，Noninvasive Monopole Phased Array for HyperthermiaTreatment of Cranialcavity and Skull-base TumorsDesign，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 CarcinomasDesign and PhantomTests，International Symposium on Electromagnetic Compatibility，Sendai，Japan，1994，pp.566-569)。這種單極元件在由平行平板組成的波導管內(nèi)輻射射頻能量，波導管內(nèi)充以蒸餾水或去離子水，波導管上設(shè)有一個園柱形的金屬背壁，向患者軀體反射射頻能量。射頻能量的頻率范圍為約80-150兆赫。為能更深的透入人體組織，輻射頻率范圍優(yōu)選為約100-150兆赫(注意調(diào)頻廣播使用的頻帶為88-108兆赫)。為了確定該單極相控陣列天線的輻射是否對調(diào)頻廣播接受形成干擾，可以簡單地將一個標準的調(diào)頻收音機放在治療室外進行收音試驗，當該單極相控陣列以全功率發(fā)射時，監(jiān)聽收音機是否發(fā)出干擾聲。
波導管治療窗口的橫截面寬度為約42-52厘米，高度為約30-38厘米，這樣的尺寸能夠適應大多數(shù)患者。單極陣列波導管加熱裝置可以是活動式的，并且可以用輕質(zhì)材料制造。譬如，可將加熱裝置制成為帶有一種或兩種不同尺寸的治療窗口，以適應絕大多數(shù)的患者。波導管的開口尺寸(沿患者縱軸方向的尺寸)可以近似于等于1/2波長。在100兆赫頻率下，水介質(zhì)中的波長為約34厘米，因此，1/2波長為約17厘米。電場輻射就限止在這17厘米的縱向范圍內(nèi)。實際上，該波導管開口尺寸可以在約1/3波長到超過1/2波長的范圍內(nèi)。
在該優(yōu)選實施例中，深層高溫治療系統(tǒng)中的功率放大器向8個通道中的每個通道發(fā)出400-600瓦的峰值功率。在計算機的控制下，該深層高溫治療系統(tǒng)中每個功率放大器發(fā)出的功率都可以在0到最大功率值之間變化。
單極相控陣列深層加熱系統(tǒng)的設(shè)計及計算機仿真深層高溫治療陣列中的單極輻射元件的設(shè)計計算如下去離子水在100兆赫下的介電常數(shù)為約78.0而其電導率為約0.0001西門子/米(S/m)?？梢杂嬎愠銎洳ㄩL為約33.9厘米。前面已經(jīng)述及，單極和波導管腔室背壁之間的距離為約8厘米，這對應于約0.235的波長。每個單極輻射天線元件的理論長度通常為1/4波長或8.5厘米。實際上，建立單極陣列時，人們會利用一種N型標準連接器，并且，或者是在連接器的中心銷上焊上一段黃銅桿，或者是干脆以一段黃銅桿替代連接器中的中心銷，形成單極輻射器。該黃銅桿天線元件的直徑可以是0.3175厘米，這個直徑與N型連接器的中心銷的直徑相同。一種前有的工作頻率為915兆赫的單極陣列中的單極元件的電氣長度為0.34波長(Fenn et al.，InternationalSymposium on Electromagnetic Compatibility，supra，1994)。在100兆赫的工作頻率下，0.34波長的電氣長度相當于約11.5厘米，這也即優(yōu)選實施例中單極元件所選擇的長度。實際上，要求的頻帶寬度確定了單極元件的長度。8個單極輻射元件的位置列于表1中。
表1.圖15所示深層高溫治療用單極相控陣列元件的坐標位置

為了驗證單極陣列的聚焦范圍及輻射范圍，用西北大學開發(fā)的有限差分時域(FDTD)程序?qū)ψ赃m應單極相控陣列作過詳細的分析。以一個均質(zhì)的人體肌肉模型(鹽水)對幾個不同的單極陣列加熱裝置作了分析，該肌肉模型四周環(huán)繞有脂肪層(如圖15所示)。
根據(jù)計算單極陣列的比吸收率(SAR)分布情況，評估其加熱性能。從原理上說SAR值可表達為SAR＝c dT/dt (2)式中，c為組織的比熱，dT為在時段dt內(nèi)組織的溫升。
SAR也可以等效地通過下式計算出SAR＝0.5σ|E|2/ρ (3)式中，σ為組織的電導率，|E|為電場的大小，ρ為組織的密度。
現(xiàn)在來看一個工作在100兆赫頻率下的特定加熱裝置的FDTD計算結(jié)果。該裝置的各個單極元件位于一個直徑為60厘米的園環(huán)上，如圖15所示者。其中，各個單極元件的坐標列于表1中。單極元件周圍被一個圓形的充水的金屬殼體的腔室所包圍，金屬殼體的內(nèi)直徑為76厘米，因此單極元件和腔室背壁之間的距離為8厘米。腔室中的水在100兆赫下的介電常數(shù)為78.0，電導率為0.0001西門子/米(S/m)。人體肌肉模型由鹽水(介電常數(shù)77.0，電導率0.5西門子/米(S/m))來模擬，而肌肉模型的厚2厘米的表層用脂肪層(介電常數(shù)7.0，電導率0.07西門子/米(S/m))來模擬。鹽水肌肉模型的含鹽量s(千分之幾)為s＝9克/千克，或9ppt(千分之9)，也就是去離子水中含有0.9％的氯化鈉。橢圓形肌肉模型的長軸(包含脂肪層)為36厘米，而短軸為24厘米，這樣的肌肉模型先前曾經(jīng)被用于一個自適應相控陣列加熱裝置的實驗中(Fenn et al.，The Journal ofOncology Management，Supra)。肌肉模型周圍的兩個橢圓形之間的3厘米的間隔用水(水團)來模擬。外面那個橢圓可以用諸如Rexolite那樣的聚丙烯塑料(介電常數(shù)2.55，電導率0.0008西門子/米(S/m))來模擬，該材料將單極陣列的治療窗口與水隔離起來。圍繞在單極輻射元件四周的外園以一種諸如鋁之類的高電導率金屬材料(介電常數(shù)1.0，電導率3.72×107西門子/米(S/m))來模擬。該單極陣列的側(cè)視圖如圖16所示，為了簡單起見圖中僅示出4個單極元件。圖17所示為該高溫治療加熱裝置和人體模型的中剖面圖(x＝0)。加熱裝置和人體模型周圍的其它介質(zhì)是均勻的空氣(介電常數(shù)1.0，電導率為0.0西門子/米(S/m))。
為了便于計算，輻射頻率選為100兆赫，并且調(diào)節(jié)每個單極的相位，使峰值微波信號聚焦到人體模型的中心位置(0，0，0)上。首先用FDTD軟件計算出每個單極在每個時段輻射出電場的振幅及相位，然后用第二個計算機程序通過疊加計算出整個陣列的電場輻射分布模型及比吸收率(SAR)分布模型。圖18所示為計算得到的SAR沿著橢圓形人體模型的長軸(y＝0，z＝0)的分布情況。圖19所示為計算得到的SAR沿著橢圓形人體模型的短軸(x＝0，y＝0)的分布情況。圖20所示為計算得到的SAR沿著人體模型的縱軸(x＝0，z＝0)的分布情況。由圖18、19可見，沿著橢圓形人體模型的長軸和短軸SAR都呈現(xiàn)單個尖峰，這說明已經(jīng)達到了所要求的自適應聚焦深層加熱模型。而從圖20可見，SAR沿著人體模型的縱軸方向呈高斯分布(鐘形)，而對應于單極陣列波導管的治療窗口寬度(約17厘米)處的SAR值為50％。縱軸方向上如此大的加熱區(qū)域可能是由于采用了如圖21所示的兩個間隔距離為s的單極陣列加熱裝置所致。這兩個加熱裝置可以是相干的(帶有同一個振蕩器)或是非相干的(各自帶有獨立的振蕩器)。
等效熱劑量的計算累計熱劑量或當量總熱劑量通常是用以衡量高溫治療過程中輸送給患者的熱劑量的參數(shù)。相對于43℃的累計熱劑量或當量總熱劑量以下式來計算求和(Sapareto，SA and Dewey WC，Thermal Dose Determinationin Cancer Therapy，International Journal of Radiation OncologyBiology Physics，vol.10，pp.787-800，1984)t43℃當量(分鐘)＝Δt∑R(43-T)， (4)式中，算子∑為在整個治療時間段內(nèi)對一系列溫度測量值求和，T為這一系列溫度測量值(T1，T2，T3，T4，……)，Δt為等間隔的測量時間段(單位為秒，并換算成分)，如果T＞43℃，則取R等于0.5，如果T＜43℃，則取R等于0.25。對于評估任何可能出現(xiàn)的組織破壞，包括乳房組織、健康皮膚及其它組織的熱破壞，當量熱劑量的計算都是很有用的。式(4)是Sapareto和Dewey在廣泛的體外及體內(nèi)細胞存活試驗數(shù)據(jù)基礎(chǔ)上研究得出的理論模型。該式采用43℃作為基準溫度，這個溫度值是高溫治療時癌細胞殺傷率開始快速上升時的溫度最佳估值。對目標組織輸送的熱劑量的43℃當量熱劑量最好為約30-120分鐘。利用式(4)進行熱劑量換算的一個例子為如果將組織在45℃下保持15分鐘，那么其當量熱劑量的計算值為t43℃當量＝15×2(45-43)＝15×4＝60分鐘。當單獨使用高溫療法，或是與熱敏脂質(zhì)體藥物療法、放射療法、化學療法、基因療法或藥物治療復合使用時，一個相對于43℃的60分鐘的當量熱劑量通常足以起到治療作用了。相對于43℃的當量熱劑量的優(yōu)選值為約30-120分鐘之間。
射頻能量劑量的計算通常以千瓦·小時表電能消耗的單位示。從數(shù)學上說，一個加熱裝置所輸送的射頻能量W可由下式表示W(wǎng)＝Δt∑Pi(5)(Vitrogan，Element of Electric and Magnetic Circuits，RinehartPress，San Francisco，pp.31-34，1971)。式中Δt為等間隔的進行微波功率測量的時間段(單位秒)，算子∑為在整個治療時間段內(nèi)求和，Pi為第i個時間段內(nèi)的微波功率(單位瓦)。
射頻能量W的單位為瓦·秒，也稱為焦耳。例如，如果在順序的三個60秒時段內(nèi)測量到的射頻功率分別為500瓦、400瓦、600瓦，那么在這180秒時段內(nèi)輸送的微波能量W＝60(500+400+600)＝90,000瓦·秒＝90,000焦耳＝90千焦耳。以單極陣列加熱裝置作射頻高溫治療的典型能量參數(shù)量級為以1000瓦的功率治療約1800秒鐘(30分鐘)，亦即W＝1,800,000焦耳＝1.8兆焦耳。按照本發(fā)明的一種優(yōu)選實施例，向單極陣列加熱裝置輸送約0.5兆焦耳-2.5兆焦耳的射頻能量，以對目標組織進行加熱治療。
單極陣列和無創(chuàng)傷熱計量技術(shù)的相容性在圖14中，標號為0的傳感器可以是一個包含電場傳感器和光學纖維溫度傳感器的復合傳感器。該電場傳感器用于聚集射頻電場，該溫度傳感器用于測量組織的溫度，這兩個傳感器套在同一根導管內(nèi)。此外，為了測量多個位置上的組織溫度，可以用多個侵襲性的溫度傳感器通過導管插入到組織中的不同位置上。為了避免組織在高溫治療過程中由于使用侵襲性的熱計量方法而受到損傷、感染，以及疼痛，極有必要采用一種無創(chuàng)傷的熱計量技術(shù)來測量深層組織的溫度。本發(fā)明的單極相控陣列100可以和文獻中報導的大多數(shù)用于組織的無創(chuàng)傷熱計量技術(shù)相容，包括射頻的及超聲的被動式射線測量技術(shù)、主動式的超聲成像技術(shù)，以及外加勢X射線體層攝影(Applied Potential Tomography)技術(shù)。如果單極陣列波導管腔室(底面125、頂面130、背壁140)不是用金屬而是用塑料制成，那么該單極陣列還和可以和無創(chuàng)傷熱計量的磁共振成像技術(shù)相容。按照一個優(yōu)選實施例，射頻單極陣列可以像被授予Fenn的美國專利No.5,441,532所述那樣，以開關(guān)切換方式來工作，該單極陣列既可以在高溫治療加熱裝置模式下對組織加熱治療，又可以在被動的射頻射線測量模式下進行無創(chuàng)傷熱計量。本發(fā)明的單極陣列加熱裝置也和外加勢X射線體層攝影技術(shù)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況下，特別是需要對組織進行均勻加熱時，單極陣列100可以在非相干模式下工作，如圖22所示。圖中的每個單極陣列元件都由獨立的功率放大器90供給射頻功率，而每個功率放大器又由獨立的諸如連續(xù)波(CW)振蕩器那樣的波形發(fā)生器87來驅(qū)動。
本發(fā)明還展望，有些加熱裝置可能不需要包括整個360度的單極環(huán)形加熱器。例如，有些癌癥、傳染性疾病(如愛滋病)、多尿癥、牛皮癬、關(guān)節(jié)炎，或其它輕微的病征，對于加熱療法都有良好的響應。對于這些疾病，僅僅需要激活環(huán)形單極陣列中的一部分單極元件，或者是比如可以僅包括半個環(huán)的單極陣列。根據(jù)要求加熱的區(qū)域的不同情況，也可以僅僅對選定的幾個單極天線進行激活或者去激活，以對要求的區(qū)域進行加熱。從理論上說，增加單個或多個環(huán)形加熱裝置中的單極天線元件的數(shù)目和/或能夠?qū)x定的單極天線元件進行激活或者去激活，該加熱裝置便能夠更精確地對電場進行聚焦或散焦，從而可以對體內(nèi)的要求區(qū)域進行更有效的加熱?？梢酝ㄟ^對患者身體進行掃描(或者通過電子移相器控制，或者通過機械掃描)和/或?qū)x定的單極天線元件進行激活或者去激活的方法實現(xiàn)所述聚焦及散焦。這樣的聚焦或散焦可以將體內(nèi)的目標組織加熱到約40℃-55℃的溫度范圍內(nèi)。也可以單獨使用這種單極加熱裝置實行加熱治療，也可以用來激活并釋放藥物和/或基因。用這種單極加熱裝置，可以對體內(nèi)的預定區(qū)域進行聚焦輻照和/或大面積的加熱。
本發(fā)明的單極天線元件由射頻移相器80及功率放大器90來驅(qū)動，所述移相器80及功率放大器90既可以以穩(wěn)態(tài)的射頻功率，又可以以脈沖形式的射頻功率來驅(qū)動單極天線元件。申請人認為，脈沖形式的射頻功率將增強對目標組織的加熱強度，并且因此而增強藥物釋放和激活以及進入目標組織的強度，或是增強基因療法的效果。脈沖形式的功率還能夠打開細胞膜，這也有助于向組織遞送藥物或增加基因療法的效果。所述移相器80及功率放大器90也可以不是以穩(wěn)態(tài)的射頻功率信號，而是以一種在優(yōu)選的頻率范圍內(nèi)變化頻率的射頻信號來激勵單極陣列元件向目標人體發(fā)送射頻能量。
本發(fā)明的等同體盡管已經(jīng)結(jié)合幾種優(yōu)選實施例對本發(fā)明作了具體描述，但本專業(yè)的技術(shù)人員應當理解，在不違背由所附的權(quán)利要求書確定的本發(fā)明精神及范圍的情況下，還可以對這些實施例作很多等效于本發(fā)明的形式上和細節(jié)上的改變。
權(quán)利要求
1.一種單極相控陣列高溫治療加熱裝置，所述加熱裝置發(fā)射射頻能量，該射頻能量用于使體內(nèi)的目標區(qū)域溫度上升，所述加熱裝置包括a)多個單極元件，每個單極元件發(fā)送電場輻射；b)金屬波導管，該波導管帶有反射射頻的接地平面，該接地平面上帶有多個用于安裝單極元件的圓形孔，該金屬波導管形成用于容納待治療患者身體的窗口；c)波形發(fā)生器，該波形發(fā)生器通過相應的相位及功率計權(quán)網(wǎng)絡(luò)向每個單極輻射元件提供電場能源；d)至少一個電場探頭，所述電場探頭位于患者的皮膚表面上，所述電場探頭用于檢測來自所述多個單極元件的電場；以及e)控制回路，該控制回路用于接受來自電場探頭的反饋信號，以調(diào)節(jié)輸送給各個單極元件的相位及功率，以在患者身體表面上形成一個或多個自適應零電場區(qū)域，并在患者體內(nèi)待進行高溫治療的目標組織處形成聚焦點。
2.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，射頻能量的頻率在80-120兆赫的頻帶內(nèi)。
3.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，單極元件的長度在7厘米-12厘米之間。
4.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，單極元件的直徑約在0.1厘米-0.5厘米之間。
5.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述金屬波導管的結(jié)構(gòu)將單極元件包封在內(nèi)腔中，并形成圍繞在患者體外的橢圓形治療窗口。
6.如權(quán)利要求5所述的裝置，其中，該裝置使用帶有冷卻蒸餾水或去離子水的水團，將單極元件輻射的射頻能量耦合到患者體內(nèi)。
7.如權(quán)利要求6所述的裝置，其中，該裝置通過空氣隙將單極元件輻射的射頻能量耦合到患者體內(nèi)，由空調(diào)空氣及室溫空氣中的空氣冷卻所述空氣隙，由風扇或氣管供給所述冷卻空氣。
8.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，各單極元件排列成園環(huán)形，該園環(huán)的直徑約在50厘米-70厘米之間。
9.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，單極元件和背后的反射接地平面之間的間距在約6厘米-10厘米之間。
10.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，患者治療窗口的長軸為約42厘米-52厘米，短軸為約30厘米-38厘米。
11.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，患者被支承在一個平坦的不導電表面上，所述不導電表面設(shè)在單極陣列加熱裝置的治療窗口內(nèi)。
12.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，患者被支承在一個凱芙拉或其它織物的表面上，所述表面設(shè)在單極陣列加熱裝置的治療窗口內(nèi)，并且該凱芙拉或其它織物的表面支承在不導電的園柱形管件上。
13.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，該裝置還包括至少一個溫度傳感器，所述溫度傳感器位于患者的身體表面上，并測量患者體表溫度；所述位于患者身體表面上的至少一個溫度傳感器和至少一個電場探頭向計算機控制電路發(fā)出反饋信號，計算機控制電路根據(jù)該反饋信號控制移相器及功率放大器網(wǎng)絡(luò)，以調(diào)節(jié)輸送給各個單極元件的相位及功率，從而在患者體表形成一個或多個零電場區(qū)域，還將能量聚集到待處理的深層組織區(qū)域內(nèi)，將該深層組織區(qū)域加熱到39℃-46℃的范圍內(nèi)。
14.如權(quán)利要求13所述的裝置，其中，通過自適應相控陣列的快加速梯度搜索算法控制患者皮膚上形成的所述零電場區(qū)域以及待治療組織區(qū)域內(nèi)的聚焦點的大小，所述算法調(diào)節(jié)遞送給每個單極元件的相位及功率。
15.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，被聚焦的射頻能量對目標組織進行加熱，使在目標組織附近的血流中循環(huán)的熱敏脂質(zhì)體釋放出藥物。
16.如權(quán)利要求15所述的裝置，其中，所述目標組織是下列組群中的一種肝、肺、乳房、前列腺、胰、胃、直腸、結(jié)腸、膀胱，以及人體的其它深層器官。
17.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，被聚焦的射頻能量對所述目標組織加熱并增強化學療法或在目標組織附近的血流中循環(huán)的藥物的療效。
18.如權(quán)利要求17所述的裝置，其中，所述目標組織是下列組群中的一種肝、肺、乳房、前列腺、胰、胃、直腸、結(jié)腸、膀胱，以及人體的其它深層器官。
19.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，被聚焦的射頻能量對所述目標組織加熱并增強對目標組織的放射療法的療效。
20.如權(quán)利要求19所述的裝置，其中，所述目標組織是下列組群中的一種肝、肺、乳房、前列腺、胰、胃、直腸、結(jié)腸、膀胱，以及人體的其它深層器官。
21.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，被聚焦的射頻能量對所述目標組織加熱并增強基因療法的療效，基因載體循環(huán)在目標組織附近的血流中。
22.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，輸送給單極陣列加熱裝置用以對目標組織進行加熱治療的射頻能量劑量為約0.5兆焦耳-2.5兆焦耳。
23.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，用侵襲性溫度傳感器檢測患者體內(nèi)的組織溫度，所述溫度傳感器放置于導管內(nèi)。
24.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，采用下述無創(chuàng)傷計量技術(shù)組群中的一種檢測患者體內(nèi)組織溫度被動式射頻射線測量技術(shù)、外加勢X射線體層攝影技術(shù)、被動式或主動式的超聲射線測量技術(shù)，以及其它無創(chuàng)傷的熱計量技術(shù)。
25.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，將相對于43℃約為30-120分鐘的當量熱劑量送給所述目標組織。
26.如權(quán)利要求14所述的裝置，其中，所述目標組織為下列組群中個一種前期癌組織、癌組織、良性腫瘤組織、感染組織、關(guān)節(jié)組織、人類免疫缺損病毒組織，或其它病變組織。
27.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，分別由獨立的振蕩器非相干地驅(qū)動各單極元件。
28.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，患者被支承在平坦的剛性支承物上，所述支承物設(shè)在單極陣列加熱裝置的治療窗口內(nèi)。
29.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，患者被支承在單極陣列加熱裝置的治療窗口內(nèi)的一個凱芙拉或其它織物材料上，并且該凱芙拉或其它織物材料支承在兩個園柱形桿件之間。
30.如權(quán)利要求1所述的裝置，其中，用聚丙烯塑料制成所述單極陣列的波導管腔室，使得可以用下述無創(chuàng)傷熱計量技術(shù)組群中的一種技術(shù)檢測患者體內(nèi)組織的溫度被動式射頻射線測量技術(shù)、外加勢X射線體層攝影技術(shù)、被動式或主動式的超聲射線測量技術(shù)，以及其它無創(chuàng)傷的熱計量技術(shù)。
31.如權(quán)利要求1所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，只用單獨一個加熱裝置使體內(nèi)目標區(qū)域溫度上升。
32.如權(quán)利要求1所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，用兩個或多個加熱裝置使體內(nèi)的目標區(qū)域溫度上升。
33.如權(quán)利要求1所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，所述裝置還包括加熱裝置支架，所述金屬波導管固定或懸掛在該支架上，該加熱裝置支架及該金屬波導管沿著患者的至少一個軸線方向運動。
34.如權(quán)利要求1所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，所述裝置還包括不導電的支承物，該支承物將患者保持在金屬波導管的治療窗口內(nèi)，并且該不導電的支承物活動地安裝在金屬波導管的治療窗口內(nèi)。
35.如權(quán)利要求34所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，所述不導電支承物被安裝成，使得它能沿著目標人體的x、y、z三個軸線方向運動。
36.如權(quán)利要求1所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，各單極元件排列在一個園周上，該園周的直徑可達約90厘米。
37.如權(quán)利要求1所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，所述波導管用鋁、金屬化玻璃纖維或塑料三種材料中的一種材料制成。
38.如權(quán)利要求37所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，所述金屬化的玻璃纖維或塑料由下述金屬化方式中的一種方式制成連續(xù)金屬化、導電篩網(wǎng)金屬化、導電絲金屬化。
39.如權(quán)利要求1所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，所述金屬波導管形一個圓形部分，并使容納患者身體的治療窗口處于該金屬波導管圓弧的下方。
40.如權(quán)利要求1所述的單極相控陣列高溫治療加熱裝置，其中，各單極元件排列成一個圍繞患者身體的環(huán)形陣列，并且，控制電路激活及去激活各單極元件，使射頻能量聚焦到目標人體上。
全文摘要
一種單極相控陣列高溫治療加熱裝置，發(fā)射射頻能量，該射頻能量使患者體內(nèi)目標區(qū)域的溫度升高。所述加熱裝置包括多個發(fā)送電場輻射的單極元件；金屬波導，它帶有反射射頻的接地平面，接地平面上有多個用以安裝單極元件的圓形小孔，并且所述金屬波導形成用以容納待治療患者身體的窗口；波形發(fā)生器，該發(fā)送器通過相應的相位及功率計權(quán)網(wǎng)絡(luò)向每個單極輻射元件提供電場源；至少一個電場探頭，所述電場探頭位于患者身體表面上，以檢測來自各單極元件的電場；以及控制電路，該控制電路接受來自電場探頭的反饋信號，調(diào)節(jié)輸送給各個單極元件的相位及功率，以在患者身體表面上形成一個或多個自適應零電場區(qū)域，并在患者體內(nèi)待進行高溫治療的目標組織處形成聚焦電場。
文檔編號A61F7/12GK1688362SQ03824281
公開日2005年10月26日 申請日期2003年8月29日 優(yōu)先權(quán)日2002年9月3日
發(fā)明者艾倫·J·芳恩, 約翰·蒙, 丹尼斯·史密斯 申請人:效思因公司