CN101460109A - 用于热疗的线圈电极装置 - Google Patents

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Abstract

一种单线圈射频电极，与有关的操作方法一起，已经被发展用在用于加热包括具有单独的加热时间的大肿瘤的肿瘤的射频敷贴器、RFA装置或RFA系统中。尽管很多变化存在，但是射频电极一般具有螺旋几何结构，并且设置有具有足够用于磁感应和各种电场和磁场的结合的激励电流以在被线圈环绕的体积内产生电场用来把热量直接地应用到其中的组织。

Description

用于热疗的线圈电极装置
技术领域
[0001]于此描述了涉及可以用来加热组织的线圈电极的各种实施例。
背景技术
[0002]人类中的多数癌性肿瘤出现在肺脏、肝脏、肾脏中，多数肿瘤是固体。肺癌，尤其是非小细胞肺癌是北美洲中癌症死亡的主要原因(Jemal等人2005，Mcloud 2002)。肝癌或肝细胞癌是影响全世界的一百万人的癌症死亡的另一个主要原因，5年生存率低至10％(Chiba等人2005)。另外，肾细胞癌(RCC)，肾癌的最常见的形式，占美国每年新诊断的癌症31,000例(Moore等人2005)。事实上，随着诊断成像的进展已经导致对直径小于3cm的肾脏小占位病变的发现不断增加，肾肿瘤的发生率也在增加。
[0003]多数肺癌和肝癌患者确诊时已为疾病的晚期，通常具有直径超过3cm的大肿瘤(Mcloud 2002；Beaugrand等人2005)，该大肿瘤已经被示出在标准的放射治疗术或三维适形放射治疗术后伴有局部复发的高发生率(Lagerwaard等人2002)，或不能被切除。治疗RCC的首选疗法是对肾脏进行部分的或完全的手术切除，然而，发生率的上升及对肾脏小占位病变的检测的增加促使了对发展不太过激的可选治疗方法的兴趣(Varkarakis等人2005，Rendon等人2001)。
[0004]在固体肿瘤的疗法中，对付的两个主要争议点是疼痛的控制，以及肿瘤生长的抑制。当前的肿瘤疗法倾向于解决这其中的一个或另一个问题。这些疗法包括外科手术、化学疗法、冷冻手术、酒精注射、放射疗法和间质热疗法。
[0005]外科手术被认为是肝脏肿瘤的疗法中的“金本位”。然而，70-90％的肝癌患者是不能切除的，意味着由于肝脏功能受限制和/或解剖的不利，他们没有外科手术的资格。一般地，大约15％的具有小于2cm的肿瘤的患者肯接受切除。没有外科手术资格的少数患者具有2％的死亡率并且在可能发生肿瘤再次生长时不能再次手术。对于肺癌，外科手术是首选的疗法，5年存活率为50-70％(Mountain 1997)。然而，仅有20％的肺癌患者肯接受该程序。此外，外科手术事后通常典型地限制了器官功能。
[0006]化学疗法也已经被局部地和全身地用于肝癌肿瘤的治疗。然而，存在患者的疼痛以及显著的副作用例如呕吐、溃疡和感染的危险的增加。化学疗法抑制了肿瘤生长，但由于过量的毒性和不利于生存，一般不是有效的疗法。
[0007]在冷冻手术中，钢探针用来输送液氮以冷冻肿瘤。然而，该程序的冷冻-解冻周期可能引起器官损伤或对包含肿瘤的器官造成出血。例如，关于肝肿瘤，冷冻手术抑制了肿瘤但使肝脏衰弱。此外，冷冻手术不是不能切除的肿瘤的选择，并且一般需要多种疗法。
[0008]经皮的酒精注射包括把酒精注射到肿瘤中。该程序需要多种疗法并且可能导致疼痛。此外，该程序会使包含肿瘤的器官衰弱，对大肿瘤无效并且通常需要多种疗法。
[0009]放射疗法很少用在肝癌的疗法中。它不是有效的并且实际上会对患者更有害，引起放射肝炎和死亡。同时，当放射疗法用于具有非手术候选的肺肿瘤的患者时，10-34％的这些患者依据疾病的阶段活至5年(Kong等人2005)。对于那些具有单独用放射疗法治疗的局部地晚期的不能切除的疾病的患者，5年的生存率小于10％，且45％的患者有隔离的局部破坏。
[0010]间质热疗法已经发展到利用在50°-90℃范围内的热以微创的方式来改进局部的肿瘤控制。间质敷贴器通过腹腔镜或经皮地来输送，并且使热能限于目标体积。目前各种非电离能源用于包括激光、微波、超声波和射频(RF)能量的间质热疗法。激光诱导的间质温热疗法使用光来对小的(<2cm)固体肿瘤进行热凝固。微波热疗法典型地使用频率为433,915和2450MHz的能量来对组织进行加热和凝固。间质超声波使用在2MHz-10MHz范围内的高强度的声能来对组织进行热凝固。
[0011]射频热疗法，又公知为射频切除(RFA)，是相对新的微创的疗法，因此可以用在禁忌于开放手术的患者身上。此外，与其它疗法不同，RFA迄今已经被上述许多传统疗法的局限性证明是无阻碍的并且重复RFA疗法可以在无毒情况下来执行。在治疗之前或之后不存在公知的使用RFA的禁忌。RFA还可以和其它疗法一起使用。临床地，RFA已经被证实或在研究中用于肝脏、肺脏和肾脏中的恶性肿瘤的范围。
[0012]RFA传统地使用在460-500kHz范围内的射频能量以提高温度，该温度足以引起凝固的坏死。射频敷贴器的实例包括单极针电极和需要接地平面以完成电流通路的伞状的伸缩式弧形电极。在RFA疗法中，将金属电极插入到肿瘤中并且通过射频驱动电流加热到55-90℃。热传导则用于散布贯穿肿瘤的热度。然而，例如，诸如灌注法的热沉限制了该热转移机制的有效性。例如，Rendon等人(2001)在猪的模型中的肾切除研究指示了由于肾血流限制了在使用的伞状电极的界限内的治疗加热，损伤大小是不可再生的。
[0013]此外，当使用单个间质疗法敷贴器时，传统的RFA技术经受小的、非均匀的加热区域之苦。例如，针电极产生了小体积的凝固组织，典型地直径为1-2cm，而伞状电极产生了最多3cm直径的切除(McGahan和Dodd 2001)。在肝脏中，Varkarakis(2005)示出了大的(>3cm)肾肿瘤很难以传统的射频切除来治疗，并且具有复发的倾向。事实上，McGahan和Dodd建议应该通过单个射频切除电极来处理的最大肿瘤直径上应该小于2cm。较大肿瘤(直径上>3cm)需要一排敷贴器或单个敷贴器的多个附着处以加热整个肿瘤到细胞毒素的程度，导致了更扩散的程序。同样，当同时使用多个敷贴器时或当肿瘤是高脉管时，很难产生局部肿瘤控制所需的贯穿大目标体积的均匀治疗场区域。
发明内容
[0014]一方面，于此描述的至少一个实施例提供了一种用于加热目标组织区域的装置。该装置包括：控制单元，其用于控制该装置的操作，该控制单元包括适于允许用户使用该装置的用户接口；信号发生器，其结合到控制单元，该信号发生器适合于产生具有在约5至50MHz范围内的频率的激励电流；功率放大器，其结合到信号发生器，用于放大激励电流；阻抗匹配电路，其结合到功率放大器，用于降低阻抗失配；敷贴器，其结合到阻抗匹配电路，该敷贴器包括应用于目标组织以当供应激励电流时加热目标组织的单螺旋线圈电极。
[0015]另一方面，于此描述的至少一个实施例提供了一种加热患者的目标组织区域的方法。该方法包括：在目标组织区域应用单螺旋线圈电极；产生具有足够用于磁感应的频率的激励电流以在被线圈电极环绕的体积内产生轴向电场；以及将激励电流应用到线圈电极。
[0016]另一方面，于此描述的至少一个实施例提供了一种用于加热患者的目标组织区域的电极排列。该电极排列包括应用于目标组织区域的单线圈电极，其中，当供应具有在5至50MHz范围内的频率的激励电流时，该线圈电极适于在被线圈电极环绕的体积内产生轴向电场。
[0017]另一方面，于此描述的至少一个实施例提供了一种用于加热患者的目标组织区域的电极排列。该电极排列包括具有螺旋几何结构并且配置为由其频率足够用于磁感应的随时间变化的电源进行操作的单线圈电极，随时间变化的电源在被线圈电极环绕的体积内产生了周向电场和次轴向电场，次轴向电场由沿线圈电极的电荷分布而产生。
[0018]另一方面，于此描述的至少一个实施例提供了如上所限定的电极排列的加热组织的用途。
附图说明
[0019]为了更好的理解于此描述的各种实施例，并且更清晰地示出它们是如何实现的，现在将仅通过实例的方式来参考示出了至少一个示范实施例的附图，其中：
图1a和1b示出了射频组织切除装置的示范实施例的方框图；
图2a为在非展开状态下的图1a和1b的射频组织切除装置的射频线圈敷贴器的图解；
图2b为在展开状态下的图1a和1b的射频组织切除装置的射频线圈敷贴器的图解；
图3a为图1a和1b的组织切除装置的射频线圈敷贴器的双极配置的图解；
图3b为图1a和1b的组织切除装置的射频线圈敷贴器的单极配置的图解；
图4为使用射频组织切除装置的方法的示范实施例的流程图；
图5为解释当为于此描述的各种射频线圈电极提供具有在一定的射频范围内的频率的随时间变化的电流时产生热的电场的生成图解；
图6为具有限定的俯仰角θ的完全导电的螺旋线圈段的示意图；
图7图示了在聚丙烯酰胺牛血清蛋白体模(phantom)中的测试线圈模型，其两端均连接有同轴电缆，在测试线圈中平面上离线圈中心选定的径向位置处插入有温度探针；
图8为示出了在测试线圈的中平面上距测试线圈中心(r＝0cm)选定的径向距离处测量到的径向的SAR轮廓与频率的相关性图表，其标准化到为那个特别实验而测量的最大SAR。
图9示出了在3分钟的加热期的过程中，由体模中的测试线圈产生的凝固模式的时间相关性和频率相关性；
图10为具有不同的纵横比的测试线圈几何结构的图解；
图11为在不同频率下，通过测试线圈的线圈中心的二维平面上的电场矢量分布的模拟结果的图解；
图12包括示出了计算出的径向的SAR轮廓(左)和计算出的轴向的SAR轮廓(右)与频率的相关性的两个图表；
图13为示出了测试线圈的计算出的轴向的总磁场强度轮廓与频率的相关性的图表；
图14包括示出了计算出的径向的SAR轮廓与纵横比的依存关系(左)和计算出的轴向的磁场强度与纵横比的依存关系(右)的两个图表；
图15为在通过分别具有2、4和1的纵横比(AR)并且在27.12MHz下工作的测试线圈的线圈中心的二维平面上的电场矢量分布的图解；
图16为示出了计算出的轴向的SAR轮廓与纵横比的依存关系的图表；
图17示出了分别具有与线圈轴垂直(⊥)和与线圈轴平行(‖)的地面基座的双极测试线圈(左)和单极线圈(中和右)；
图18为通过在图17中示出的配置中工作的测试线圈的测试线圈中心的电场矢量分布的图解；
图19为示出了图17中说明的测试线圈配置的径向的SAR轮廓(左图表)和轴向的SAR轮廓(右图表)的图表；
图20示出了具有连接在线圈的左端的同轴电缆的在聚丙烯酰胺牛血清蛋白体模中的单极镍钛诺测试线圈模型(左)和位于测试线圈中平面上的在距线圈中心(r＝0cm)选定的径向位置处的温度探针(右)；
图21示出了都与地平面垂直的在单极测试线圈的中平面处绘制的径向的SAR轮廓(左)和在具有接地平面的轴上绘制的轴向的SAR轮廓(右)的两种情况；
图22示出了在聚丙烯酰胺牛血清蛋白体模中的单极测试线圈模型在5分钟的加热期的过程中产生的凝固模式的一系列的摄影图像；
图23示出了利用在表2中说明的线圈II(左)和线圈III(右)的离体牛肝脏的凝固的照片；
图24示出了与在各个位置处插入的荧光温度探针(中间的画面)一起的体模中的锥形的单极线圈电极模型，其左线圈在锥形端连接到同轴电缆，其右线圈具有锥形开放端；
图25示出了在5分钟的加热期的过程中，在0分钟、1分钟、3分钟和5分钟时获得的锥形的单极射频电极线圈的凝固模式的摄影图像；
图26为用于活猪体内的实验的射频线圈电极的图解；
图27示出了在27.12MHz下射频线圈切除后的肝脏(顶排)和肾脏(底排)的总体检查；以及
图28为示出了在正常的猪的肝脏(左)和肾脏组织(右)的27.12MHz的射频切除程序的过程中的实时测量到的温度上升的图表。
具体实施方式
[0020]将意识到为了说明的简单和清晰，在考虑到合适的地方，附图标记可以在图形之间重复以指示相应的或相似的元件。另外，陈述了众多的特定细节以提供对于此描述的实施例的彻底的理解。然而，将被本领域的那些普通技术人员理解的是，于此描述的实施例可以在没有特定细节的情况下来实践。在其它情况下，公知的方法、程序和部件还没有被详细的描述，以便不会使于此描述的实施例难以理解。同样，该描述不会被认为是限定了于此描述的实施例的范围。
[0021]射频电极，连同有关的操作方法一起，已经被发展用于射频敷贴器、用于加热包括具有单独加热期的大肿瘤的肿瘤的RFA装置或RFA系统。尽管射频电极可以在可选择的实施例中具有可选择的几何结构，但是射频电极可以为一般具有螺旋几何结构的单线圈电极。单线圈电极被应用到组织目标区域，并且被供应具有足够用于磁感应并和各种电场和磁场结合的频率的激励电流，以作为被供应具有460-500kHz的频率的激励电流的传统的射频电极的例子，在不限于导线本身的线圈环绕的体积内产生电场。如于此所述，在被射频线圈电极环绕的体积内的所述电场可以输送均匀的热，并且产生可以建立用于肿瘤(例如那些肝脏、肾脏和肺脏的肿瘤)的凝固坏死的大区域的大的治疗的SAR模式。这可以用改进的局部控制并且以微创的方式来进行，从而保留周围的健康组织，并且可以应用到大肿瘤(≥3cm)。于此描述的射频线圈电极和操作方法可以应用于包括但不限定于肺脏、肝脏、肾脏、肌肉和胸部组织的各种组织。
[0022]现在参考图1a和1b，在其中示出了示范性射频组织切除装置10的方框图。装置10包括控制单元12、用户接口14、信号发生器16、功率放大器18、阻抗匹配电路20以及射频敷贴器22。射频敷贴器22包括线圈电极24、展开机构26以及一个或多个传感器。取决于电极24的配置，装置10可以另外地(任选地)包括接地电极30。装置10，尤其是线圈电极24，以及于此描述的操作的有关方法可以应用于包括但不限定于肺脏、肝脏、肾脏、肌肉和胸部组织的各种组织。
[0023]装置10可以为具有设置在具有将阻抗匹配电路20连接到射频敷贴器22的电缆32的共用壳体中的元件10-20的孤立的设备。在该情况下，装置10还可以包括用于向装置10的各种部件提供功率的连同电压调整电路一起的电源(均未示出但对本领域技术人员公知)。可选择地，装置10可以分布的方式用由与电缆连接的物理上分离的元件提供的部件12-20来配置(在该情况下仍然需要电缆32)。在该情况下，这些部件中的一个或多个可以包括它们自身的内部电源。此外，在该情况下，由于部件16、18和20可以各自包括用于控制这些部件的操作的用户接口以及视觉指示器，例如用于有关的控制盘的显示或印刷的标签以指示这些部件的操作的设置，因此可以不需要控制单元12和用户接口14。
[0024]控制单元12利用用户接口14控制装置10的操作并且允许用户例如开业医生使用装置10以通过指定操作参数的值来加热患者的肿瘤组织。患者可以是人或动物。如本领域技术人员公知的，控制单元12可以利用适当的控制器或微处理器来实现。用户接口14具有输入工具(未示出)，该输入工具可以包括可被用户使用以向装置10提供输入的一个或多个键区、键盘、表盘、旋转或滑动开关、触敏屏、鼠标等等。用户接口12还可以包括可以向用户提供例如装置10的操作参数的反馈的诸如图形或可视显示器的显示器。
[0025]用户可以向装置10提供输入用于设定装置10的操作参数。这些操作参数可以包括由信号发生器16产生的激励电流的频率、应用到射频线圈敷贴器22的激励电流的功率、激励电流应用到射频线圈敷贴器22的时间的长度、肿瘤的大小和位置以及其它参数。操作参数还可以包括安全参数，例如当射频线圈敷贴器22的温度超过某一温度极限时可以用于使装置10的操作失效的临界温度。
[0026]信号发生器16接收来自控制单元12的控制信号以产生应用到射频线圈敷贴器22的激励电流信号，在放大和波形处理后，产生用于加热肿瘤组织的电场。信号发生器16可以被认为是随时间变化的电源。激励电流信号的频率范围优选地在5至50MHz范围内，尽管在某些情况下该范围可以是可扩大的。下面将更详细地讨论期望的电场的性质。
[0027]功率放大器18将激励电流信号放大到可以在20至500瓦的量级上的期望的电平。为了在具有少量或没有灌注的环境下加热组织，低至30-40瓦的功率电平可以是有效的，当在高灌注的环境中加热组织时，例如肾脏或肝脏，会需要差不多200瓦的应用的功率。可将足够量的增益应用到激励电流信号以使大的固体肿瘤优选地被加热到50°-90℃的范围。放大量可以取决于将被治疗的肿瘤的大小而变化，以使射频线圈敷贴器22可以在单独的治疗阶段产生足够大的凝固体积。例如，较大的肿瘤或在高灌注的区域中的肿瘤可能需要来自敷贴器22的较高的加热功率。因此，功率放大器18可以为可变增益放大器。
[0028]阻抗匹配电路20处理放大的激励电流信号以将最大功率输送到射频线圈敷贴器22。因此，阻抗匹配电路20包括用于匹配电缆32、射频线圈敷贴器22本身以及其中应用有射频线圈敷贴器22的组织的阻抗的电路。电缆32的长度也对阻抗匹配电路20有影响。当将射频线圈敷贴器22应用到肝脏组织、肾脏组织或肺脏组织时，阻抗匹配电路20的配置不必可观地变化。如本领域技术人员公知的，阻抗匹配电路20可以利用电感器和电容器的网络来实现。阻抗匹配电路20还可以包括变压器。在一个示范实施例中，阻抗匹配电路20包括用于消除电路20的下游可见的阻抗的无功分量例如以实现共振的串联的电容器和电感器。降压变压器与电容器和电感器串联以使负载组织的线圈系统的有功分量与信号发生器16保持一致。
[0029]在使用中，射频线圈敷贴器22可以在肿瘤的区域插入到患者的组织中。展开机构26用于一旦射频线圈敷贴器22已经靠近肿瘤放置则将射频线圈电极24展开到肿瘤中。如本领域技术人员公知的，各种成像模态(modality)可以用于将射频线圈敷贴器22靠近肿瘤放置。这些成像模态包括荧光镜透视检查、磁共振成像、3维锥束计算机层析成像等等。成像模态还可以用于估计在组织肿瘤的加热之后的治疗响应。此外，如本领域技术人员公知的，可以使用可以使射频线圈电极24插入肿瘤中的各种展开机构。传感器28可以是任选的，但如果被使用，则可以包括诸如荧光温度传感器的温度传感器，例如用以在使用过程中测量组织的温度增加。另外，可以有不包括用于射频线圈电极24的壳体或展开机构的可选择的实施例。在这些情况下，射频电极24可以被手动地沿非导电的通道滑动到将被加热的肿瘤组织的位置。可选择地，可以存在可将射频电极24直接应用到组织目标区域的若干情况。例如，诸如在其中腹部被打开的剖腹手术中，开放插入也是可能的，并且线圈电极24可以直接插入到器官中以加热组织目标区域。
[0030]射频线圈敷贴器22一般可以被认为是容纳了包括应用到目标组织区域的单线圈电极24的电极排列。这与将两个或多个电极应用到目标组织区域的传统的设备相反。各种几何结构可以被选择用于在敷贴器22中使用的射频线圈电极24(例如，见图2b-3b、7、20、22和24)。射频线圈电极24一般具有螺旋状并且可以用松散缠绕的线圈、较紧密缠绕的线圈、锥形线圈及其变化来实现。由于紧密缠绕的线圈具有较多匝，因此产生的电场较好，但是在一定情况下，所述线圈对组织带来了更多的外伤并且较难展开。松散缠绕的线圈可以更容易地插入到肿瘤组织中，用于间质使用。一般地，射频线圈电极24的大小和配置可以被选择，以匹配将要治疗的肿瘤的大小，而工作频率则可以在射频线圈电极24和线圈配置(例如单极的对双极的)的基础上来调节，以在被射频线圈电极24环绕的体积内获得期望的电场。可选择地，给定足够的工作频率，可以选择射频线圈电极24的大小以生成所述电场。线圈参数的选择还可以取决于对双极或单极线圈配置的使用。例如，对于27.12MHz的激励电流，可以使用具有比得上肿瘤大小(1-5cm直径的肿瘤)的长度和直径以及小于或约为1.5cm的螺距的双极射频线圈电极。对于单极线圈的使用来说，假如保持2-4的纵横比，且用于维持一定范围的电长度所需的频率相应地变化，则各种大小的肿瘤可以被治疗，该电长度例如但不限定于约激励电流的波长的20-25％，尽管该数量可以在一定情况下变化。要点是使用确保穿过线圈长度的适度的均匀电流的电长度。电长度定义为物理的线圈导线长度除以肿瘤组织中的工作频率的波长。电长度可以取决于配置而不同地计算。例如，对于双极线圈配置，电长度仅取决于线圈导线长度，但是在单极线圈配置中，电长度取决于线圈导线长度加到接地平面的距离。线圈电极24还可以包括用于插入到目标组织中的尖锐的尖端。
[0031]一般地，可选择射频线圈电极24的几何结构和激励电流的频率，以使均匀的轴向磁场在射频线圈电极24内产生，当随时间变化时，该磁场造成了射频线圈电极24内部的主要位于圆周方向的电场。除该磁感应电场之外，射频线圈电极24内部还存在轴向电场。射频线圈电极24的设计和所使用的工作频率利用了这些电场的大小和均匀性，用于在被单个射频敷贴器22环绕的体积内加热和凝固大组织体积。因此，线圈电极24可以被选择具有用随时间变化的电源在足够用于磁感应的频率下操作的厘米大小的螺旋几何结构，磁感应产生了周向电场以及由沿线圈导体的电荷分布而产生的次轴向电场。
[0032]激励电流的频率优选地在数十MHz并且优选地在5至50MHz的范围内，尽管在某些情况下，假如电场和磁场能够如此处描述那样产生，也可以使用其它的频率。使用的特定频率取决于射频线圈电极24的几何结构和大小，以及取决于下面进一步讨论的，线圈配置是双极的还是单极的。一般地，射频线圈电极24可以具有1至6cm的长度、0.5至3cm的直径以及0.5至2cm的螺距(螺距定义为匝数除以线圈长度)。线圈电极24可以具有至少大于次尺寸的50％的主尺寸。线圈电极24可以具有约2至4的纵横比。纵横比定义为线圈长度除以线圈直径。线圈电极24可以具有约0.5至1.25mm的导线厚度。然而，这些尺寸都可以取决于工作频率而变化。在射频线圈电极24中使用的导线的长度为影响所产生的场的类型的参数。用于射频线圈电极24的线圈几何结构的一个实例是具有4cm的长度、2cm的直径并且1cm的螺距的在约27MHz的频率下工作的松散缠绕的螺旋线圈。所述射频线圈电极可以用于治疗大肿瘤(>3cm)。
[0033]作为一般经验法则，通过利用线圈电极尺寸与工作频率之间的关系，各种大小的肿瘤可以通过供应具有适当的频率的激励电流的单个的、松散缠绕的螺旋电极线圈来治疗。可选择工作频率以足够充分来促进磁感应，但足够低来最小化由感生的涡电流建立的反向的感应场。
[0034]同样期望在肿瘤与射频线圈电极24之间具有良好的电结合，以使产生的电场的能量最佳地转移到加热肿瘤。假如射频线圈电极24与肿瘤之间没有气隙，则将射频线圈敷贴器22间质地插入到组织内可提供良好的结合，因为气隙将降低产生的电场的强度。此外，如于此所述的，松散缠绕的肿瘤大小的线圈在射频下的操作导致了比应用到线圈电极的射频信号的波长小得多的电流通路长度。该后面的条件产生了贯穿线圈电极的长度的基本上均匀的轴向场。
[0035]射频线圈电极24可以由形状记忆合金、导电性合金来构造，以允许射频线圈电极以微创的方式在肿瘤组织中经皮地展开。可以使用的形状记忆合金的一个实例是镍钛诺(Nitinol)即镍和钛的合金。镍钛诺具有与不锈钢的导电性相似的导电性，是MR兼容的、生物相容的，并且具有很高的耐蚀性(
Figure A200780020742D0021141308QIETU
 2001)。
[0036]现在对制造射频线圈电极的程序进行讨论。该程序可以适于利用具有各种直径和额定电流的导体来制造具有不同的长度、直径、螺距和匝数的线圈电极。用于射频线圈电极的参数的特定值将取决于将要被治疗的肿瘤的性质以及将要应用到射频线圈电极的激励电流的功率和射频频率范围。
[0037]对于一个示范性射频线圈电极，镍钛诺的直的、1.25mm直径的圆导线样品(NDC-Nitinol Devices & Components，Fremont，加利福尼亚，美国)可以缠绕到2cm直径圆柱形心轴上，具有切入夹具的1cm螺距的螺旋凹槽。导线/夹具组件随后可以在退火炉中以500℃的平均温度热处理(TLD Annealing Furnace，Radiation Products Design，Inc.Albertville，明尼苏达，美国)10分钟。在加热后，将线圈/夹具组件在冰水中迅速地淬火。设计该热处理程序以产生超弹性的线圈，从而线圈在其转变温度以上的机械变形(例如奥氏体完成温度Af)导致了从奥氏体到马氏体的应力感应的相变。应力感应的马氏体在Af以上的温度下是不稳定的，因此当应力被移走时，镍钛诺将立即弹回到奥氏体相位和其加应力之前的形状(Duerig等人1990，
Figure A200780020742D0022140406QIETU
 2001)。
[0038]现在参考图2a，在其中示出了射频线圈敷贴器22′在非展开状态下的一个示范性实现的说明。射频线圈敷贴器22′包括具有容纳射频线圈电极24的腔的插管输送针34(在非展开状态下)，以及用于将射频线圈电极24′经皮插入的展开机构26(未示出)。在电缆32与射频线圈电极24′之间也制有电连接36；这可以通过在电缆32和射频敷贴器22′上的附送的接线盒来实现。针34通过患者的皮肤插入到目标部位中(例如肿瘤组织)。如图2b所示(示出了单极射频线圈电极配置)，一旦针34在正确的位置(可以利用适当的成像技术在成像制导的情况下确定)插入，则展开机构26被启动并且射频线圈电极24′从针34中排出以插入到肿瘤组织中。在插管针34中，射频线圈电极24′机械地变形，产生了应力感应的马氏体。射频线圈电极24′从输送针34的展开导致了应力的移除，使得射频线圈电极24′重整到其“受训的”线圈形状或加应力之前的状态。
[0039]展开机构26可以被配置来以“推以及螺旋式前进”的方式展开射频电极线圈24′。展开机构26可以位于输送针34的远端。展开机构26可以展开射频线圈电极24′以使线圈轴与针34的插入的方向垂直。可选择地，展开机构26可以展开射频线圈电极24′以使线圈轴以另一种方式相对于针34的插入的方向平行或定位。
[0040]可以具有其它用于将射频线圈电极24应用到组织目标区域的工具。因此，具有展开机构的敷贴器的使用不是在所有情况下都是必需的。如提及的，存在其中线圈电极24可以直接应用到目标组织区域的若干情况，而展开机构甚至结构壳体都是不需要的。
[0041]射频线圈敷贴器22可以具有用于射频电极线圈24的双极或单极的线圈配置。现在参考图3a和3b，在其中分别示出了双极和单极的配置的示意性说明。对于双极配置，在射频电极线圈24″的每端进行电连接。为了在患者体内使用双极线圈，单极线圈可以通过穿过插管输送针的经皮的插入来展开。线圈的未连接端可以具有凸型连接器。具有凹形连接的接地线则可以通过穿过皮肤的第二插入点来插入和连接到线圈的凸端。在该情况下，在电极线圈24″的末端可以存在产生的电场的末端效应和燃以完成电流通路。结果可以是在电极线圈24″的末端处的大的电流密度，并且用于线圈24″的加热模式在线圈24″的末端处开始。在双极配置中，如下面将进一步示出的，末端效应由于电场的燃而产生以在线圈24″的末端处完成电流通路。因此，大的电流密度出现在线圈24″的末端并且加热模式在这些区域开始以产生可以用于加热组织的足够的温度。产生的热随后扩散到线圈24″的其它区域，以及被线圈24″环绕的区域。
[0042]在单极线圈配置中，在射频线圈电极24″′的一个末端(例如“活动端”)进行连接，并且需要附加的接地电极37以完成电流通路。不具有直接的物理连接的射频线圈电极24″′的末端称为“开放端”。该配置最容易允许射频线圈电极通过单个插管输送针微创地经皮插入。
[0043]接地电极38可以通过置于患者的身体上的接地基座(例如接地电极)(如图3b所示)来实现。接地电极的平面(例如在图3b的情况下的接地基座的平面)可以相对于射频线圈电极24″′的纵轴垂直或平行而定位。可选择地，尽管垂直的定位是优选的，但是任何定位都可以用于接地电极。另外，在一个实施例中，可以使用多于一个的接地电极。
[0044]在射频线圈电极24″′的开放端，接地电极38用作扩散电极并且将电场线拉离射频线圈电极24″′以使电场线的分布略微不同于双极配置的电场线的分布。然而，可以调节射频线圈电极24″′的几何结构以使射频线圈电极24″′仍然可以提供治疗效果。与射频线圈电极24″′的线圈轴相关的接地电极38的各种不同的配置和不同的线圈几何结构还可以用于调节单极射频线圈电极24″′内部的SAR轮廓的均匀性。例如，线圈电极可以是锥形的。另外，如下面进一步详细讨论的，可以增加线圈电极与接地电极之间的间距。
[0045]现在参考图4，在其中示出了使用射频组织切除装置10的方法50的示范实施例的流程图。在步骤52处，在需要被加热/凝固的肿瘤的类型和大小的基础上选择装置10的参数。参数包括选择特定的射频线圈敷贴器22(例如射频线圈电极24的大小、形状和电极配置)，工作频率、将要应用到射频线圈电极24的激励电流的功率量，以及肿瘤将受到由射频线圈敷贴器22提供的射频能量的时间的长度。
[0046]在步骤54处，将射频线圈敷贴器22插入到患者体内以使射频线圈电极可以接触肿瘤。可以在该步骤中使用图像制导。一旦将射频线圈电极24′插入到目标位置中，电缆32就可以连接到阻抗匹配电路20。在步骤56处，射频线圈电极24′被展开，并且如果使用单极配置，则接地电极位于患者的适当的位置上并且连接到信号发生器16。该步骤可取决于使用的射频线圈电极的配置的类型和射频线圈敷贴器的类型而选择。
[0047]在步骤58处，将激励信号应用到具有适当的功率量的射频线圈电极。在射频线圈电极24的几何结构和使用的工作频率的基础上，可以以用于加热目标组织所需的时间量来连续地应用功率。例如，目标组织可以利用连续的功率加热5-30分钟。加热量还可以通过在射频能量的应用的过程中实时测量到的间质组织温度来确定。这些条件中的任意一个可以称为停止条件，其在步骤60处被监控，以当停止条件保持为真时结束治疗(例如指定的时间量已经过去、指定的间质温度已经达到、测量到指定的间质温度已经有一定的时间量等)。然而，由于电极24可以简单地应用到目标组织以提供所需的热，因此步骤60是任选的。
[0048]应该注意到的是，在步骤58处，在射频线圈电极24的几何结构以及使用的工作频率的基础上是可能应用连续的功率的。在传统的射频切除术中，由于传统使用的几何结构和工作频率，电场主要存在于电极的导线处。依靠热传导来转移贯穿肿瘤组织体积的所产生的热。因此，加热整个肿瘤组织占较长时间，并且直接邻近电极的导线的组织的一定区域的相当数量的温度增加导致了该组织区域的阻抗增加。组织阻抗的增加降低了传统的射频电极的加热肿瘤组织的有效性。结果，对传统的射频电极的功率必须移除或减小，或者必须在该部位插入盐水，以使加热的组织的温度可以被降低，则可以再次应用该程序。因此，关于传统的射频电极，必须使用“起止(start-and-stop)”程序。
[0049]相比之下，如于此描述的所使用的射频线圈电极24的几何结构和工作频率也在射频线圈电极24内产生了轴向电场，例如在射频线圈电极24的导线环绕的体积内，其更有力地和有效地加热位于该体积内的肿瘤组织。因此，通过直接地应用产生的热而不仅取决于热传导，由射频线圈电极24产生的射频能量能更好的瞄准整个肿瘤组织以加热肿瘤组织。因此，没有了温度的显著增加以及由此引起的组织阻抗的显著增加(其需要移除射频线圈电极24的功率)。所以，射频功率可以用射频线圈电极连续地应用到肿瘤组织直至肿瘤组织被完全治疗，并且不必使用以上描述的用于传统的射频线圈电极的“起止”程序。
[0050]另外，对组织目标区域的热的应用必须对付在组织目标区域内或靠近组织目标区域的灌注量(例如血流)。灌注作用为热沉，这样使将热应用到目标区域更加困难。对于在数百kHz的数量级的较低频率下工作的传统的电极，产生的电场限于电极的导线并且依靠热传导来加热目标组织。然而，在该情况下，灌注将分流产生的热并且降低传统的电极的有效性。相比之下，对于在此描述的线圈电极和操作方法，在被线圈电极环绕的区域内也产生热，以使在该区域中的组织被直接加热并且灌注的热沉效应被降低(例如，电场在更多位置中产生以更有效地加热目标组织)。
[0051]为了确定可以用于获得最佳的肿瘤疗法的操作参数和线圈几何结构，射频线圈电极24可以被认为与无限长、紧密缠绕的螺线管相似。假设电流通路比波长小得多，可用定性的方法描述无限长的螺线管的场。该方法在图5中进行描述。当随时间变化的电流沿着线圈的多螺旋回路前进，在线圈内部产生主轴的(predominantly axial)(Hz)和方位角对称的随时间变化的磁场。根据法拉第感应定律，随时间变化的轴向磁场产生周向电场
Figure A200780020742D00271
感应的电场在线圈内部引起涡电流。在该周向电场与形成线圈的导体的内部一致的位置，在导体表面上发生电荷的重新分布以产生等于零的切向电场(Et)分量。电荷的重新分布可以使负电荷朝线圈的一端集中，而相应的正电荷朝相对端集中。该电荷的分离在长螺线管的内部区域中产生了主轴的次电场(Ez)。为了产生这些电场，必须仔细地选择工作频率。当频率必须足够用于磁感应时，优选地频率应该足够的低以：1)确保沿形成线圈的导体的长度的均匀的电流，这对于沿线圈长度的均匀的轴向的磁场和电场是必需的(Guerquin-Kern等人1988)，以及2)确保位移电流与线圈电流相比是可忽略的，以限制由感应的涡电流建立的相对的感应场(Brezovich和Young 1983，Chute和Vermeulen 1981)。由轴向电场和周向电场分别产生的轴向电流和涡电流产生了用于加热组织的热。
[0052]为了阐明线圈内的电场之间的关系，图6示出了具有限定的俯仰角(θ)的完全导电的螺旋线圈段的示意图。为了满足Et＝0，线圈内部的合成的电场必须与导体表面垂直。该法向分量可以分解为沿周向
Figure A200780020742D00272
和轴向(Z)的分量。表面电荷必须被分布以使产生具有足够幅度的轴向电场，以确保Ez和的和具有与导线平行的零分量(见方程1)。随着俯仰角(θ)减小，
Figure A200780020742D00282
分量减小而Ez分量增加。随着θ接近于零，线圈类似导电圆柱体并且
Figure A200780020742D00283
在具有有限的电导率的实导体的情况下，场将略微地穿透导体，穿透的程度可以利用方程2中给出的透入深度公式来计算，产生了非零的切向分量但与法向分量相比仍然很小。随着频率和/或电导率增加，透入深度(skin depth)随切向分量减小而减小。
Figure A200780020742D00284
skindepth = 2 &omega;&mu;&sigma; - - - ( 2 )
在方程2中，参数μ是磁导率(例如μoμr)而参数σ是电导率(S/m)。轴向电流响应于该轴向的随时间变化的电场而产生，该轴向的随时间变化的电场与涡电流相结合可以用于加热贯穿线圈内部的组织。
[0053]在理想的螺线管的理论的基础上，在可以用于为大体积的均匀的间质组织加热的松散缠绕的线圈几何中存在相似的电场是可能的。然而，例如线圈长度、螺距和线圈周围的局部场效应的因子可能影响线圈内部的电场。为了确定所述线圈是否可以对加热肿瘤有用，实验模型和三维的有限元分析可以用于模拟该有限导线大小的短的、松散缠绕的线圈几何结构的电场。因为模型假定了无限长的、紧密缠绕的螺线管和可以忽略横截面的导线，所以分析模型不足以描述该线圈的电场。
[0054]为了确定线圈电极的性能，使用实验模型确认贯穿包括线圈中心的线圈内部的电场的存在。用具有2cm直径、1cm螺距和4.5cm长度的镍钛诺(如上所述)制造的测试线圈电极投入由丙烯酰胺(Unsion BioTek，Hamilton，ON，加拿大)以及牛血清蛋白(BovalCompany Ltd.，Cleburne，德克萨斯，美国)构成的凝胶体模中。该体模在由McDonald(2004)研发的超声波体模制法的基础上，用于测试用于热疗法的间质超声波转换器。在该体模中，脂类内的分量(模仿组织的超声波散射属性所需的)用去离子水的等效体积来代替。该体模是透明的，允许温度探针在体模内部的公知的位置放置。同样，当被加热时，体模在45-50℃之间凝固。在460kHz、5MHz、27.12MHz和75MHz的频率下，通过附着在线圈的两端的可弯曲的、不均衡的同轴电缆(例如双极配置)以及用于将最大功率输送到测试线圈的阻抗匹配电路，利用3325A合成器/功能发生器(Hewlett-Packard拉夫累地，科罗拉多州)和A-300射频功率放大器(ENI，罗彻斯特，纽约)来驱动测试线圈。在460kHz、5MHz、27.12MHz和75MHz的射频频率下操作线圈电极以证明测试线圈内部的电场和频率之间的相关性以及确定最佳的工作频率。
[0055]数字模型用于在不能用实验方法研究的频率下计算电场和SAR模式，以及用于提供不能从有限的测量数据点的数量推断的沿线圈的长度的电场分布和SAR轮廓。
[0056]线圈由通过定向功率计(DAIWA Industry Company，Ltd.，日本)测量到的近似100瓦的净输入功率供给。与电场强度成比例的SAR(特定吸收率)(见方程3，Ryan等人1990)在每个频率下进行测量。因为电场探针会扰乱敷贴器场模式(见方程4，Iskander和Tumeh1989)，有损结果的准确性，所以它不用于电场强度的直接测量。作为可选择的方案，并且假设仅有热产生发生(例如：没有热流)，SAR可以与在短时间段内(秒)的介质中的温度上升线性相关(Ryan等人1990)。
SAR = &sigma; 2 | E | 2 - - - ( 3 )
SAR = &rho;c &Delta;T &Delta;t - - - ( 4 )
参数E是电场的幅度(V/m)，ρ是介质的密度(kg/m3)，c是比热(J/kgK)，而ΔT是在时间Δt内的的温度上升。
[0057]利用位于在与线圈轴垂直的线圈中平面处的选定的径向位置处的四个荧光温度探针来测量体模内部的4点位置的温度上升(Model 3100SMM，Luxtron，Santa Clara，加利福尼亚，美国)。图7示出了用于温度测量的具有温度探针和径向位置的测试线圈电极。在线圈中平面处的测量不应被靠近线圈的末端发生的边缘场效应影响(Lorrain和Corson 1962，Ryff 1972)。在加热5秒后记录温度测量结果以最小化由热扩散引起的误差。对于每个频率和在每个径向位置处，从3-5次温度测量结果中计算平均的SAR并且标准化到最大SAR。为了补充SAR数据，在加热3分钟后抓取凝固模式的摄影图像。
[0058]体模加热实验的结果在图8中示出。该结果示出了在各个测试频率下，在距测试线圈中心的不同的位置处的测试线圈中平面处测量到的SAR值。随着测试频率增加，径向的SAR轮廓的均匀性提高。在460kHz下，在线圈中心(r＝0cm)中没有可测量的SAR，而在频率为5MHz、27.12MHz和75MHz下，在r＝0cm处存在可测量的SAR。随着频率增加，在线圈中心处的SAR与在导线导体处(r＝1cm)的SAR之比增加。在1.5cm(距导线0.5cm)处测量到的SAR与在导线处测量到的SAR之比同样随频率而增加。
[0059]图9示出了在3分钟的加热期的过程中产生的体模中的凝固模式的摄影图像，摄影图像示出了在每个测试频率下的体积功率沉积模式(功率沉积与电场强度成比例)。图像是在A)460kHz、B)5MHz、C)27.12MHz和D)75MHz下，在0分钟、1.5分钟和3分钟时获得的。图像中的白色区域指示了当体模已经达到45℃-50℃的温度时发生的体模中的牛血清蛋白的凝固。在加热之前的体模温度近似为20℃。在460kHz下，凝固限于直接环绕导电绕组的区域。该结果与在460kHz下测量到的SAR一致，即，SAR在导线处非零并且在其它位置为零。在5MHz和27.12MHz下，凝固在线圈的外匝处开始(称为末端效应)并且开始从线圈内部展开，其指示了在线圈的末端处的SAR比在线圈中平面处高。在75MHz下观察到了相似的结果，除了在加热3分钟后之外，凝固还没有在测试线圈的中间展开。
[0060]数字的模型利用
Figure A200780020742D00311
 3.1(Comsol，Burlington，马萨诸塞，美国)来检验，
Figure A200780020742D00312
 3.1是用于计算松散地缠绕的线圈的电场和磁场的有限元软件包。对于电磁学中的问题，
Figure A200780020742D00313
使用矢量元，因为它们确保了电场和磁场的切向分量的连续性并且与标量元相比更好的实现了发散自由条件(Kumaradas和Sherar 2002)。
[0061]将在数字模型的基础上计算出的SAR值与测量值对比以验证数字模型。对于该测量，在27.12MHz下操作的具有2cm直径、1cm螺距和4.5cm长度的测试线圈投入聚丙烯酰胺/牛血清蛋白体模中。在加热5秒和将100瓦功率应用到测量线圈之后，在距线圈中平面处的线圈中心的4个径向位置处测量温度。从方程3中，利用测量到的温度上升、测量到的体模密度(1050kg/m3)和等于水4180J/kgK(体模为80％的水)的比热来计算绝对的SAR。为了确保用于模型的精确的源输入，穿过负载体模的测试线圈而应用的峰峰电压利用示波器(PM3323，飞利浦，荷兰)和高阻抗探针(10MΩ PM8929/39，飞利浦，荷兰)来测量。还测量了体模的介电属性以输入到数字模型中。利用定制的同轴传感器(Stuchly和Stuchly 1980，1982)和矢量电压表(HP 8508A，Houston，德克萨斯，美国)，体模的介电属性根据在探针/样品接口处测量到的反射系数进行计算(Chin和Sherar 2001)。
[0062]在
Figure A200780020742D00321
中描绘了真实体模的立方域(12cm×12cm×12cm)和线圈几何结构表示以及测试线圈。镍钛诺导线(电阻率＝82mΩ·cm或σ＝1.2195e6S/m；http://www.nitinol.info/pdf_files/se508_wire_data.pdf)和体模次领域(σ＝1.1S/m，εr＝80)的测量到的导电性同工作频率(27.12MHz)被输入计算中。在线圈边界处规定了电流的法向分量的连续性。在体模领域的外部边界处，与绝缘对应，在边界外部，电位移D设置为零。在与测量到的正和负峰值电压(±V/2)对应的线圈的两个端面处应用电压。
Figure A200780020742D00322
用于啮合线圈和产生了49,138个元和74,727个自由度的体模领域。该啮合密度通过重复地增加啮合密度直至当仍然维持实际的计算时间(2小时)时获得了SAR值的可忽略的变化(<5％)来获得。时谐分析应用于解决了电矢量电势和磁矢量电势的麦克斯韦方程。计算需要标量元和矢量元，增加了解的复杂性和大小。从模拟结果中，在径向位置为0cm、1.0cm和1.5cm处的测试线圈中平面处的SAR值被开方并且与测量到的结果相比。
[0063]利用为数字模型验证而描述的程序，在27.12MHz、75MHz和150MHz的频率下工作的测试线圈的SAR轮廓利用
Figure A200780020742D00331
来检验和比较。还计算了每个都具有4cm的长度和1cm螺距但分别具有2cm、1cm和4cm的直径的其它测试线圈的SAR轮廓以确定改变测试线圈的纵横比(AR)的效果。为了确定频率和几何结构对SAR模式的影响，轴向的和径向的SAR轮廓沿图10中示出的坐标来绘制。径向的轮廓在与在距线圈中心(在r＝0cm处)径向位置处的线圈轴垂直的线圈的中平面处(在z＝0cm处)进行绘制，如图10中最左边的测试线圈上所示。轴向的轮廓在轴上(r＝0cm)进行绘制，同样如图10中最左边的测试线圈上所示。每次模拟中，每个轮廓沿其轮廓被标准化到最大的SAR值。
[0064]对于在27.12MHz下工作的具有1cm螺距和4.5cm长度的2cm直径的测试线圈，电磁模型通过对比在位于线圈中平面处的0cm、0.5cm、1.0cm和1.5cm的选择的径向位置处测量到的和计算出的绝对的SAR值来验证。结果在表1中示出，其示出了测量到的和计算出的结果之间的极好的一致性。
表1.测量到的和计算出的绝对的SAR值的对比。
Figure A200780020742D00332
[0065]图11示出了对于分别在27.12MHz、75MHz和150MHz下工作的2cm直径、1cm螺距和4.5cm长度的松散缠绕的测试线圈，通过线圈中心(r＝0cm)的二维平面上的电场矢量分布的
Figure A200780020742D00341
模拟结果。结果用相同数量和大小的矢量点来绘制。电场强度与锥形大小成比例。在27.12MHz下，忽略末端匝处的区域，在测试线圈的中心，轴向的矢量的大小和模式是均匀的。在75MHz和150MHz下，测试线圈内部的轴向的矢量分布的均匀性减小。图12示出了在线圈中平面处绘制的2cm直径线圈的径向的SAR轮廓，线圈中心在0cm处。线圈中平面在z＝0cm处并且线圈的末端位于±2.25cm处。随着频率增加，在r＝0cm处的SAR与在r＝1cm处的SAR之比增加。在150MHz下，带有两个旁瓣的SAR轮廓的形状在r>1cm和r<1cm处不相同。图12还为这些模拟示出了轴上的SAR轮廓。随着工作频率增加，在测试线圈中平面处的轴上的SAR与在测试线圈末端处的轴上的SAR之比减小，例如：轴向的SAR轮廓的均匀性随增加的频率而恶化。在150MHz下，具有轴上的最大的SAR的轴上的SAR轮廓不规则得多，其在测试线圈的末端处发生并且朝测试线圈中心减小。
[0066]轴上的总磁场强度轮廓也已经绘制。图13示出了总磁场强度随频率增加朝线圈中心的减小。在27.12MHz下，沿测试线圈的长度的总磁场强度十分均匀。
[0067]
Figure A200780020742D00342
还用于计算具有变化的纵横比的测试线圈的电场和磁场。在27.12MHz下工作的三种线圈几何结构的径向的SAR和磁场强度轮廓分别在图14的左图表和右图表中示出。径向的SAR轮廓的均匀性随增加纵横比而提高。在测试线圈中平面处的轴向的磁场强度的径向的轮廓示出了相似的趋势，例如：轴向磁场的均匀性随纵横比增加而提高。图15示出了通过在27.12MHz下工作的三个测试线圈的中心(r＝0cm)的二维平面上的电场矢量。结果用相同数量和大小的矢量点来绘制。电场强度与锥形大小成比例。具有2的纵横比的测试线圈示出了与具有4和1的纵横比的测试线圈相比的轴向的锥形矢量的最均匀的分布(忽略末端效应)。轴向的SAR轮廓(图16)示出了测试线圈内部的轮廓的形状没有根本区别。
[0068]实验的和数字的模型确认了可以用于产生大的、均匀的凝固体积的双极线圈几何结构内部的轴向电场的存在。然而，为了在射频线圈电极24的内部产生基本均匀的电场，线圈24在足够用于磁感应的频率范围内工作，但该频率足够的低以确保沿线圈的长度的均匀的电流以及与线圈电流相比可以忽略的位移电流。
[0069]实验结果示出了随频率增加而提高的径向的SAR轮廓的均匀性。在460kHz下，测试线圈内部没有可测量的SAR，其暗示了电场与磁场之间的结合可忽略。由于在460kHz下的测试线圈的导线的较低电阻，测试线圈用作电压源。合成的电场由限于导线的电压分布，例如： E = - &dtri; V 来确定。在该频率下，电场由非常接近导线的重要的静态电荷分量来支配(Lorrain和Corson 1962)。因此，对于传统的射频敷贴器，电场和随后吸收的功率模式限于直接环绕电极的导线的区域。这解释了传统的射频切除电极的较差性能，以及加热为何局限于恰好位于传统的射频线圈电极的导线处的目标组织的区域的原因，后者随之导致了很高的温度以及随后需要“起止”技术以用于组织切除的高的组织阻抗。
[0070]然而，随着频率增加至5MHz与75MHz之间，在测试线圈的中心产生了电场。在这些频率下，在电场和磁场之间存在充分的结合以产生磁感应的电场，该磁感应的电场是静态电荷和动态电荷的组合，例如： E = - &dtri; V - &PartialD; A / &PartialD; t (Lorrain和Corson 1962)。作为用于在460-500kHz下工作的传统的射频电极的情况，该磁感应的电场包括线圈内的电场而并非简单地包括导线周围的电场。随着频率更进一步增加，进一步采取这一步骤，对电场的动态电荷分量的分布将占优势， E = - &PartialD; A / &PartialD; t , 这可以解释在150MHz下示出的与导线处的SAR相比较大的中心的SAR。
[0071]径向的SAR轮廓的频率阻抗还可以通过考虑导线周围的局部的场效应来解释。线圈可以被认为是端至端连接的电流元的串联。对电流元Idl(例如：被认为如此短以使电流(Icosωt)沿其长度本质上为常数的细导线段)周围的场的检验示出了具有放射项、感应项以及静电项的电场。在距导线段某距离R处的任意点P处的电磁场的计算产生了周向磁场
Figure A200780020742D00363
径向的电场分量(Eρ)，和极性电场分量(Eθ)。根据Jordan和Balmain(1968)：
E &theta; &alpha; ( &omega; &rho; , 1 &rho; 2 , 1 &omega;&rho; 3 )              (5)
E &rho; &alpha; ( 1 &rho; 2 , 1 &omega;&rho; 3 )
其中，ρ是距线圈中心的径向距离。Eρ和Eθ都具有感应项(1/ρ2)和静电项(1/ωρ3)。感应项对电场中存储的能量作出了贡献。静电项由导线上电荷的累积而产生，并且具有与无穷小的电偶极的静电场相似的形式，该静电场具有还随1/ρ3变化的径向的和极性的电场分量(Jordan和Balmain 1968)。静电项与频率成反比。这在实验中和模拟中是显然的，其示出了在相对于中心的SAR的导线处的SAR随频率增加的减小。电场Eθ包含距离倒数项或由电信号的传播的有限时间而产生的放射项(ω/ρ)。与频率成比例的该项对远离源的能量流做出了贡献，并且可以解释在150MHz径向的SAR轮廓中观察到的旁瓣。
[0072]最均匀的径向的SAR轮廓在将静态的和动态的电荷分量都贡献给电场的频率下产生。增加频率以使静态电荷与动态电荷之比更接近于1，这以轴向的均匀性为代价而发生。计算出的轴向的SAR轮廓的均匀性随频率增加而恶化。在27.12MHz和75MHz下计算出的轴向的轮廓示出了两个可识别的现象：1)恰好在测试线圈的末端之前的SAR的减小以及2)恰好在测试线圈的末端之后的SAR的更少的减小。第一观测结果可以由为了形成闭合回路而骤燃的磁场线引起的在测试线圈的末端处的磁感应的减小来解释(Lorrain和Corson 1962，Ryff1972)。Ryff(1972)称该现象为漏磁通。由于场线骤燃，它们撞击测试线圈的外匝，从而在导线中引起了涡电流损耗以及显著的局部加热。这也解释了第二观测结果，例如：恰好超过测试线圈的末端的轴向的SAR轮廓的增加，以及在体模中产生的凝固模式的性质。测试线圈的外匝中的涡电流损失比用于加热测试线圈的内部区域的周向的和轴向的电流大，导致了非均匀的凝固模式。这些末端效应不仅是时间相关的还是时间相关的。随着频率增加，测试线圈的外匝中的透入深度被降低，并且感应电流集中在较靠近表面的区域，导致了显著地更多的功率损耗和局部加热(Namjoshi和Biringer 1990，1991)。在150MHz下，在轴上，测试线圈中平面处的SAR比在测试线圈末端处的SAR小得多。总的轴上的磁场强度朝测试线圈中心的减小暗示了位移电流密度与线圈电流相比不再是可忽略的。根据楞次定律，由感应的涡电流建立的相对的感应场足以降低所应用的轴向磁场(Brezovich和Young 1983，Chute和Vermeulen 1981，Lorrain和Corson 1968)。
[0073]线圈几何结构的效应通过改变纵横比来估计。短螺线管内部的轴向磁场和线圈长度与线圈半径之比成比例(Lorrain和Corson 1968和Knoepfel 2000)。随着该比率增加，因为螺线管中感应的电动力等于负的漏磁通的变化率，所以线圈内部的磁场强度和磁感应电场也增加。随着纵横比的改变，测试线圈的轴向的SAR轮廓的检验示出了较大的纵横比的与中心的SAR有关的末端效应的增加。这可以通过外匝的涡电流损耗的增加来解释。随着测试线圈直径增加，从涡电流到在测试线圈末端处的轴上的SAR的贡献减小。改变螺距的效应也被检验(结果未示出)，并且示出了随着每单元长度匝数的减少，径向的和轴向的SAR轮廓的均匀性都恶化。随着螺距被减小，没有足够的导电匝以充分地形成测试线圈，并且轴向的磁场和电场的均匀性被损害。
[0074]这些测试结果示出了，在比那些传统使用的频率(例如460KHz)高的射频下工作的、具有可比大肿瘤大小(>3cm)的尺寸的松散缠绕的间质螺旋线圈可以通过由线圈的随时间变化的电场建立的耐加热机制产生大肿瘤体积的凝固的坏死。测试结果还示出了在低达数十MHz范围内的射频下工作的线圈内部的相当均匀的轴向电场。在SAR轮廓的径向的和轴向的均匀性之间的权衡的基础上，射频电极线圈的一个示范实施例可以具有2cm直径线圈、4cm长度和1cm的螺距并且可以在27.12MHz下工作以产生均匀的凝固体积。
[0075]还可以进行测试以评估具有单极配置的射频线圈电极的性能，这样需要外部的接地电极以完成电流回路。外部的接地平面用作为扩散电极。单极配置有利于实现包括射频电极敷贴器的单个针插入的微创的程序。
[0076]进行了实验以确定单极电极配置相对于双极电极配置的性能，并且确定接地平面扰乱线圈电极内部的电场的程度。如上所指定，使用
Figure A200780020742D00391
以计算以下测试线圈的电场和SAR轮廓：1)双极测试线圈，2)具有与线圈轴垂直而定向的接地平面的单极测试线圈以及3)具有与线圈轴平行而定向的接地平面的单极测试线圈。每个测试线圈具有2cm的直径、1cm螺距和4cm长度。在后面的两种情况中，接地电极(在实验中使用接地基座)定位在距测试线圈的末端或边缘6cm的位置。给定体模模具的大小，选择接地基座的该距离以模仿可以实验地测试的最大距离。图17示出了具有在测试线圈的末端面处应用的电压(±V/2)的双极测试线圈(左)以及具有分别与线圈轴垂直(⊥)和与线圈轴平行(‖)的接地基座的单极线圈(中和右)。对于单极测试线圈，电压应用在测试线圈的一个端面处(V)。径向的和轴向的轮廓的位置在最左边的线圈上示出。径向的轮廓在线圈中平面处(在z＝0cm处)绘制，在距测试线圈中心径向位置处(在r＝0cm处)与测试线圈轴垂直。轴上(r＝0cm)计算出的轴向的SAR轮廓和在线圈中平面处(z＝0cm)计算出的与测试线圈垂直的径向的SAR轮廓被绘制并且进行对三种情况进行对比。每次模拟时，每个轮廓沿其轮廓被标准化到最大的SAR值。在通过线圈中心的冠平面上绘制的电场矢量分布也进行了对比。
[0077]
Figure A200780020742D00392
 3.1用于计算具有接地平面的单极测试线圈的电场和SAR轮廓。指定了27.12MHz的频率。在测试线圈边界处，指定了电流的法向分量的连续性。在体模领域的外部边界处，除在表示设定为零电势的接地平面的边界处之外，在边界外部的与电绝缘对应的电位移D设置为零。电压应用在测试线圈的一个端面处。在测试线圈的相对的端面处指定了电的连续性。
Figure A200780020742D00401
用于啮合测试线圈以及产生49,138个元和74,727个自由度的体模域。该啮合密度通过反复地增加啮合密度直至获得小于5％的SAR值的变化来获得。
[0078]为了确定接地平面扰乱测试线圈内部的电场的程度，用于在27.12MHz的工作频率下，在模拟的体模域中计算图17中示出的电场和测试线圈配置的SAR轮廓。轴上(r＝0cm)计算出的轴向的SAR轮廓和在与线圈轴垂直的线圈中平面(z＝0cm)处计算出的径向的SAR轮廓被绘制并且进行对三种情况进行比用。每次模拟中，每个轮廓沿其轮廓被标准化到最大的SAR值。在通过线圈中心的冠平面上绘制的电场矢量分布也进行了对比。
[0079]数字的模拟结果包括图18中示出的通过测试线圈中心的冠平面上的电场矢量分布以及图19中示出的径向的和轴向的SAR轮廓。对于图18，结果用相同数量和大小的矢量点来绘制并且电场密度与锥形大小成比例。对于图19，径向的SAR轮廓在线圈中平面处绘制，并且对于轴上的轮廓，每个测试线圈的轴向的中平面位于z＝0cm处，而测试线圈的顶部和底部分别位于±2cm处。接地平面(GP)(未示出)与距测试线圈的末端或边缘7cm的测试线圈轴分别垂直和平行而定位。对于两个单极测试线圈，朝测试线圈的源端(顶端)的方向的电场密度较大。这用示出了功率沉积朝测试线圈的开放端的方向而减小的轴向的SAR轮廓来确认。径向的SAR轮廓示出了单极测试线圈的中心的SAR的30％至40％的下降。对于与线圈轴平行的接地平面的结果证明了径向的和轴向的SAR均匀性的最显著的恶化。
[0080]
Figure A200780020742D00403
用于计算具有不同几何结构的单极测试线圈的SAR轮廓以确定半径、螺距和长度的变化是否可以提高测试线圈内部的SAR的均匀性。研究了具有不同直径(1-2cm)、螺距值(0.75-1.25cm)和线圈长度(2.5-4cm)的测试线圈(见表2)。线圈的末端距接地平面6cm，线圈的轴与地垂直。为了验证数字模型，对于由镍钛诺制成并且投入聚丙烯酰胺/牛血清蛋白体模中的每个测试线圈，测量了SAR，并且与计算出的SAR进行对比。同轴电缆连接在测试线圈的左端。在与测试线圈轴垂直的测试线圈中平面处，利用位于距线圈中心(r＝0cm)的选定的径向位置处的四个非电扰动荧光温度探针(Model3100SMM，Luxtron，圣克拉拉，加拿大)来测量SAR(见图20)。对于每个测试线圈，电感根据方程(6)来计算(Lorrain和Corson 1962)。
L = K &CenterDot; N&Phi; I = K &CenterDot; &mu; o N 2 l &CenterDot; &pi; R 2 - - - ( 6 )
其中，μo是自由空间的(1/(∈oc2)＝4π×10-7H/m)磁导率，c是自由空间中的电磁波的速度，Φ是漏磁通(Wb)，I是电流(A)，N是匝数，l是线圈长度(m)，R是线圈半径(m)，而K是用于计算短螺线管的电感的因子。根据法拉第感应定律，电感取决于电路的几何结构并且可以与回路周围的电场的积分相关(见方程7)。
Figure A200780020742D00412
表2.利用数字模拟研究的线圈几何结构的总结
(D＝线圈直径，P＝线圈螺距，I＝线圈长度)
Figure A200780020742D00421
[0081]
Figure A200780020742D00422
还用于计算具有不同几何结构的单极测试线圈的SAR轮廓以确定最佳半径、螺距和长度来获得测试线圈内部的径向的和轴向的SAR轮廓。在先前的模拟的结果的基础上，接地电极与测试线圈轴垂直而定位。在测试线圈中平面处，在选定的径向位置处测量到的SAR和计算出的SAR进行对比以验证数字模型。观察到用于每个测试线圈几何结构的在标准化的测量到的SAR和计算出的SAR之间的良好的一致性(见表3)。
[0082]图21示出了在测试线圈中平面处绘制的径向的SAR轮廓(左)和在轴上绘制的轴向的SAR轮廓(右)，其中，每个测试线圈的轴向的中平面位于z＝0cm处，并且接地平面与测试线圈轴垂直。图21示出了对于线圈几何结构I、II和III，计算出的径向的SAR轮廓与在测试线圈中平面处(z＝0cm)的导线处(r＝0cm)的SAR有关的20％-30％的中心的SAR(r＝0cm)进行对比。1cm直径测试线圈(线圈IV)示出了小于在导线处(r＝0.5cm)的SAR的10％的中心的SAR。对于计算出的轴向的SAR轮廓，测试线圈I示出了朝测试线圈的末端的方向的功率沉积的最大减小，暗示了在无源测试线圈末端限制加热。测试线圈II和III示出了可以改进沿测试线圈的长度的加热的最均匀的轴向的SAR轮廓。具有1cm的直径的测试线圈IV示出了在测试线圈的任一端处的功率沉积的大值，大于测试线圈中间的功率沉积的80-90％。
表3.单极测试线圈的测量到的SAR与计算出的SAR的对比。
Figure A200780020742D00431
[0083]对于体模加热实验，细节与先前对双极情况描述的那些细节相同。单极测试线圈通过开路在功率源的一端连接并且在相对端终止(同轴电缆在测试线圈I和II的左端(源)连接，并且至测试线圈III和IV的右端)。测试线圈在27.12MHz下工作并且设置有具有100瓦的功率的激励信号。接地基座(Valleylab，Boulder，科罗拉多，美国)也投入体模中，距测试线圈的尖端近似6cm并且与测试线圈轴垂直。对于每种几何结构，时间相关的凝固模式的照片在5分钟的加热期后被抓取。图像说明了贯穿测试线圈的长度的功率沉积模式的性质。图22示出了对于每种测试线圈几何结构，在0分钟、3分钟和5分钟时抓取的图像。图像中白色的区域指示了当体模已经达到约45℃的温度时发生的牛血清蛋白体模的凝固。体模在加热前大约为20℃。凝固模式与计算出的轮廓一致。对于较大的具有较长导线长度的测试线圈，凝固集中在最靠近源的测试线圈的区域。具有较短导线长度的测试线圈示出了沿线圈的长度的加热。
[0084]对表3中的线圈II和III在离体牛肝脏中进行估计。由于可以想象的和测量的治疗区域的变白，因此使用肝脏。测试线圈通过附着到测试线圈的一端的可弯曲的、非平衡的同轴电缆以及串联谐振和阻抗匹配电路利用3325A合成器/信号发生器(Hewlett-PackardLoveland，科罗拉多州)和A-300射频功率放大器(ENI，罗彻斯特，纽约)用100瓦的净输入功率在27.12MHz下工作10分钟，以将最大功率输送到测试线圈。接地基座电极放置在距测试线圈的末端7cm的位置并且与线圈轴垂直。测试线圈II产生了直径4cm和长度4.5cm的椭圆形伤口。测试线圈III产生了直径3.5cm和长度6.5cm的椭圆形伤口(见图23)。伤口直径(顶照片)通过与测试线圈轴垂直的测试线圈中平面来测量。伤口长度(底照片)通过测试线圈中心沿测试线圈的长度来测量。较亮的区域表示牛肝脏的凝固。
[0085]在单极线圈配置上的测试的结果示出了外部的接地平面电极用作为扩散电极。因此，与双极线圈相比，接地平面电极扰乱了单极线圈内部的电场和SAR的均匀性。然而，如以下将讨论的，当对线圈几何结构进行一定变化时，大的(>3cm)临床有用的凝固模式仍然可以产生。测试结果还示出了接地平面导致了限制了射频线圈电极中的电流的许多交流回路的产生，限制的程度随着远离源沿导线移动而增加。这导致了被限制到最靠近源的单极射频线圈电极的部分的轴向的SAR轮廓和凝固模式。对导致了物理上较短导线长度的线圈几何结构的变化改进了沿单极射频电极线圈的长度的加热模式，但以单极射频线圈电极内部的径向的SAR轮廓的均匀性为代价。这可以通过指示了在存在接地平面的情况下，总有效电路回路长度增加，使得系统更容易受到导线长度的变化的第二观测结果来解释。定义为导线长度/波长的电长度依次受到影响。通过频率的降低，减小电长度可以通过减小线圈导线长度或增加波长来实现。此外，当对频率进行改变时，随着改变导线长度获得的结果产生了对SAR与随双极线圈观察到的作用相似的作用。频率的降低增加了与线圈内部的电场的动态电荷分量有关的沿导线的电场的静态电荷分量，导致了较不均匀的径向的SAR轮廓。因此，通过接地平面的附加来增加有效的电流回路长度，产生了对径向的SAR与随着改变频率观察到的作用相似的作用。尽管对于几何结构相似的双极线圈，SAR的变化示出了与电感的较小相关，但是由对线圈长度的改变而引起的对径向的SAR轮廓的均匀性的改变最初也归因于伴随几何结构变化的电感变化。然而，单极线圈还被示出在体模和离体牛肝脏样品中都成功地产生了大的凝固体积。
[0086]用于研究接地基座距离对径向的和轴向的SAR轮廓的均匀性的影响的数字模拟示出了加倍从单极射频线圈电极的末端到与线圈轴垂直放置的接地平面的距离，在线圈中心提高了径向的SAR轮廓的均匀性大约20％，其具有轴上绘制的可忽略的轴向的SAR轮廓的均匀性的变化(结果未示出)。增加到地平面的距离进一步增加了有效的电流回路长度，这增加了电路的电长度并且产生了与随增加频率观察到的效应相似的效应。因此，在肿瘤的加热的过程中，距单极射频线圈电极开放端14cm的最小值并且与线圈轴垂直放置接地电极以提高SAR的均匀性以及由此产生的凝固模式可能是有利的。
[0087]使用单极射频线圈电极的测试示出了功率沉积的径向的和轴向的良好的均匀性可以用0.75cm螺距和3cm长度的1.5cm直径线圈以及1.4cm螺距和4.2cm长度的2cm直径线圈来实现(但是其它几何结构可以与用于操作参数的其它值一起使用)。这些线圈能够分别在4cm×4.5cm和3.5cm×6.5cm的离体牛肝脏中产生伤口。这些结果证明了单极射频线圈电极的间质应用可以利用通过单个针插入输送的单个敷贴器来加热大肿瘤。
[0088]锥形的单极射频线圈电极的SAR还利用体模来研究，接地平面与线圈轴垂直。测试的锥形的线圈长度为4cm，具有1cm螺距和在从小端的0.5cm至大端的2cm的范围内变化的直径。测试了两种锥形的单极配置：1)单极线圈在与源输入对应的末端处是锥形的以及2)单极线圈在开放端处是锥形的。在两种情况下，在距线圈中心0cm、0.5cm和1.0cm并且距轴上(r＝0cm)的源供给1cm的径向位置处的测试线圈中平面处测量SAR，如图24所示。左边的单极的锥形线圈具有连接到锥形端的同轴电缆而右边的单极的锥形线圈具有锥形的开放端。在距线圈中心(r＝0cm)0cm、0.5cm和1.0cm的径向位置处，三个荧光温度探针在线圈中平面(z＝0cm)处插入。第四个探针位于轴上，距供给1cm。中间的图示出了在锥形线圈的中平面处的温度探针的径向位置。在0.5cm处的探针距导线大约0.5mm。
[0089]图25示出了说明了利用在源端处的锥形线圈和在开放端处的锥形线圈产生的凝固模式的性质的照片。图像在5分钟的加热期的过程中获得，具有在0分钟、1分钟、3分钟和5分钟时获得的图像。锥形的单极线圈几何结构都示出了凝固首先在末端处进行，然后凝固朝中间前进。在源端处锥形的线圈产生了圆柱形或椭圆形的凝固模式，而在开放端处锥形的线圈产生了不规则形状的锥形的凝固模式。在距轴上(r＝0cm)的源r＝0cm处和1cm处，测量了在距线圈中心径向位置处的线圈中平面处(z＝0cm)来自锥形线圈的SAR(见表4)。
表4.测量到的标准化的单极锥形线圈的SAR。
[0090]锥形线圈示出了沿线圈长度的加热以及与靠近在同一个轴向位置处的导线的SAR相比5-7％的线圈中心中的SAR。在源端处锥形的线圈产生了较均匀的纵向的凝固模式。在存在接地平面的情况下，因为朝形成线圈的导线的末端的电流已经被显著地减小，所以在源端处的外匝中的涡电流损耗比开放端处大(Elkamchouchi和Salem 2001)。源端处的较小的线圈直径降低了供给处的涡电流损耗的程度(Ryff1972)以偏移沿线圈长度产生的非对称的凝固模式。
[0091]如先前提及的，由于在该频率下电场与磁场之间的结合可忽略，而在约500KHz下工作的传统的射频切除电极的功率沉积模式特性导致了限于直接环绕导体的区域的电流密度。没被功率沉积模式(或SAR模式)包围的区域中的凝固依赖于不总是足以确保贯穿目标体积尤其在高灌注的区域的治疗的加热的热传导。
[0092]事实上，灌注已经被示出以限制在许多高温热疗法应用中的高温热疗法的治疗的效能。Tamaki等人(2004)示出了当存在大导管的情况下与不存在导管的区域相比时，在用460kHz、10个勾的针电极治疗的猪肝脏中伤口大小减小。Burdio等人(2003)在24只成年母农场猪的肝脏中测试了480kHz射频针电极并且示出了利用具有脉管流入梗塞的射频切除获得的平均的伤口体积比没有梗塞时产生的那些伤口体积要大得多。
[0093]测试还用射频电极几何结构和于此描述的工作频率在猪模型上进行以估计灌注的环境中的射频敷贴器22的可行性。猪是唯一适当比得上人类的大动物。由于器官大小和解剖学的相似性，许多测试射频切除设备的研究已经使用了猪模型。在研究中，Wright(2005)在猪肝模型中将射频切除与微波切除相比，示出了血管的存在对微波热疗法的影响较小。他示出了平均起来，射频切除在有局部血管的情况下被偏转26％，而微波切除仅被偏转4％。Crowley等人(2001)和Rendon等人(2001)使用活猪体内模型以估计肾脏组织中的射频切除的效能。Rendon等人断定在例如肾脏的高灌注的器官中，肾血流是通过对流引起热损耗的有效的原因。他们示出了与期望的球形伤口相对，伤口是楔形的并且伤口大小是不可再生的。
[0094]在由加拿大的动物保护委员会设定的方针下，在这些实验的开始之前获得了来自大学健康网络动物资源中心伦理委员会的许可。在急性的研究中，间质射频螺旋线圈在约克郡两只重60kg(猪1)和80kg(猪2)的公猪中被测试。一般2.5％异氟烷麻醉剂用2300mg的克他命盐酸诱导给到动物。动物的肾脏和肝脏通过中线切开而暴露并且在直接的视觉和超声波指引下用被插入的射频线圈敷贴器分别治疗。当射频线圈敷贴器插入到动物中时，获得了猪肾脏的B超图像。表示线圈缠绕的增加的反向散射的信号强度可见。线圈的匝的四分之三在图像中可见。
[0095]在治疗后动物被立即杀死。在治疗的过程中，血压利用外部的压力计来监视，并且脉搏率和氧饱和度利用脉冲血氧计来测量。在杀死后立即获取肾脏和肝脏。腹腔被检查用于对周围的结构的热伤害以及其它未知的并发症的证据。肾脏和肝脏为肉眼的和组织学的检查作准备。伤口的尺寸和形状被记录并且伤口的等效截面被固定在10％福尔马林中并用苏木精-曙红(H&E)着色以用于形态学的检查和免疫组织化学的隧道着色。
[0096]在射频治疗的过程中，肝脏和肾脏组织用直径1cm、长度4cm和螺距1cm的螺旋线圈敷贴器来加热。该线圈大小在不够大以用于较大线圈的治疗的猪的器官大小的基础上来选择。线圈在27.12MHz下利用信号发生器(10 kHz-1000 MHz Model 52022-910E，MarconiInstruments Ltd)、0.3-35MHz功率放大器(Model A150，罗彻斯特纽约)、附着到射频线圈电极的近端的可弯曲的、非平衡的同轴电缆以及用于输送到线圈的最大功率的串联谐振和阻抗匹配电路用100瓦来驱动。完成电流回路所需的扩散电极固定到猪的右侧上的侧腹部。猪1和2的肝脏和肾脏被分别加热20分钟和13分钟。非电扰动的荧光温度探针放置在轴上(r＝0cm)的负载组织的线圈内部用于在位置T1(近端)、T2(中间)和T3(远端)处的远隔温度测量法，如图26所示。
[0097]用在27.12MHz下工作的1cm直径、4cm长度、4匝线圈来产生总计2个伤口，一个在猪1的肝脏中而另一个在猪2的右肾脏中。图27示出了在27.12MHz下，在射频线圈切除后的肝脏伤口(顶排)和肾脏伤口(底排)的肉眼检查。增白表示结构蛋白的凝固或变性。肉眼发现示出了肝脏中3cm×2.8cm×2.8cm几乎球形的伤口以及肾脏中长度4cm和宽度3cm的楔形的伤口。肾伤口的基部在骨中而顶点在皮层中。组织的增白指示了肝脏和肾脏中的热伤口。在加热的过程中，温度被实时测量并且在图28中作为温度上升而被报告。标准的猪肝脏的射频切除在左边示出而猪肾脏组织在右边示出。结构蛋白的变性在较大并且等于55℃的温度时发生。动物的初始温度是35℃。在肝脏和肾脏中分别观察到超过70℃和100℃的绝对温度。这些结果示出了于此描述的射频电极和加热术对于在高灌注的环境中的组织的体内加热是起作用的。
[0098]在可选实施例中，可以对射频组织切除装置10或线圈电极24进行一个或多个变化以防止对线圈电极24的损坏。例如，当需要高功率时，可以内部冷却线圈电极24以限制沿导线的电流密度。在这些情况下，内部冷却防止了线圈电极24的极高温度和碳化。可选择地，或另外，可以脉冲的方式操作信号发生器16来提供激励电流以将线圈电极24中的电流密度限制到安全的水平来避免线圈电极24的碳化，同时保持组织切除所需的组织中所需的温度增加。可选择地，或另外，线圈电极24可以包括轴上放置的铁磁籽，例如铁磁籽关于线圈电极24的纵轴以并行方式并且在线圈电极24的中间的或中心的区域中放置。这在降低所需的射频功率量的同时增强了在线圈电极24的其中可以存在高灌注的中间区域附近的组织的加热，还有助于避免线圈电极24的碳化。铁磁籽可以均匀的方式放置在线圈电极24中；例如，一个籽可以对线圈电极24的中部每厘米而放置。
[0099]在一方面中，于此描述的至少一个实施例提供了一种用于加热目标组织区域的装置。该装置包括：控制单元，其用于控制该装置的操作，该控制单元包括适于允许用户使用该装置的用户接口；信号发生器，其结合到控制单元，该信号发生器适于产生具有在约5至50MHz范围内的频率的激励电流；功率放大器，其结合到信号发生器并用于放大激励电流；阻抗匹配电路，其结合到功率放大器并用于降低阻抗失配；敷贴器，其结合到阻抗匹配电路，该敷贴器包括应用于目标组织以当设置有激励电流时加热目标组织的单螺旋线圈电极。
[0100]在至少某些情况下，敷贴器可以进一步包括非导电的套管以及当启动时适于将线圈电极插入到目标组织中的展开机构。
[0101]因此，线圈电极可以由形状记忆合金制成，并具有当容纳在套管内时的非展开状态以及当被展开机构移出套管时的展开状态。
[0102]形状记忆合金可以包括镍钛诺。
[0103]敷贴器可以包括用于感测被线圈电极环绕的区域的温度的温度传感器。
[0104]线圈电极可以具有紧密缠绕的螺旋几何结构。
[0105]线圈电极可以具有松散缠绕的螺旋几何结构。
[0106]线圈电极可以具有锥形的线圈几何结构。
[0107]线圈电极可以具有约1至6cm的长度。
[0108]线圈电极可以具有约0.5至3cm的尺寸。
[0109]线圈电极可以具有约0.5至2cm的螺距。
[0110]线圈电极可以具有比次尺寸至少大50％的主尺寸。
[0111]线圈电极可以具有约2至4的纵横比。
[0112]线圈电极可以具有约0.5至1.25mm的导线厚度。
[0113]线圈电极可以连接在双极配置中。
[0114]对于双极配置，敷贴器可以包括具有连接到线圈电极的第一区域的导线的第一针以提供激励电流，并且该装置可以进一步包括适于与线圈电极的第二区域结合的第二针以提供与信号发生器的接地连接。
[0115]线圈电极可以连接在单极配置中，并且具有用于接收激励电流的源端部并且该装置进一步包括至少一个接地电极，该接地电极用于附着到信号发生器和相对于目标组织区域的远端组织表面。
[0116]对于双极配置，线圈电极可以具有激励电流的波长的约20至25％的电长度。
[0117]阻抗匹配电路可以包括变压器，并包括电感器和电容器的网络。
[0118]变压器可以为降压变压器，网络可以包括与电容器串联的电感器，并且变压器与网络串联。
[0119]该装置可以向应用到线圈电极的激励电流提供约为20至500瓦的功率电平。
[0120]在至少某些情况下，线圈电极是内部冷却的。
[0121]在至少某些情况下，信号发生器被配置来脉动地产生激励电流以限制线圈电极中的电流密度。
[0122]在至少某些情况下，线圈电极包括与线圈电极的纵轴平行并且在线圈电极的中间区域中放置的铁磁籽。
[0123]在另一个方面中，于此描述的至少一个实施例提供了一种加热患者的目标组织区域的方法。该方法包括：在目标组织区域应用单螺旋线圈电极；产生具有足够用于磁感应的频率的激励电流，以在被线圈电极环绕的体积内产生轴向电场；以及将激励电流应用到线圈电极。
[0124]该方法进一步包括产生具有足够低的频率的激励电流，以最小化产生的电场和磁场的衰减，并且最小化由在线圈电极中的感应的涡电流建立的任何相对的感应场。
[0125]该方法可以进一步包括产生具有在约5至50MHz范围内的频率的激励电流。
[0126]该方法可以进一步包括将线圈电极容纳在如上所定义的敷贴器中。
[0127]该方法可以进一步包括选择用于如上所定义的线圈电极的属性。
[0128]在另一个方面中，于此描述的至少一个实施例提供了一种用于加热患者的目标组织区域的电极排列。该电极排列包括用于在目标组织区域应用的单线圈电极，其中，当被供应具有在5至50MHz范围内的频率的激励电流时，线圈电极适于在被线圈电极环绕的体积内产生轴向电场。
[0129]在另一个方面中，于此描述的至少一个实施例提供了一种用于加热患者的目标组织区域的电极排列。该电极排列包括具有螺旋几何结构并且被配置来用随时间变化的电源在足够用于磁感应的频率下工作的单线圈电极，随时间变化的电源在被线圈电极环绕的体积内产生周向电场以及次轴向电场，次轴向电场由沿线圈电极的电荷分布而产生。
[0130]在另一个方面中，于此描述的至少一个实施例提供了如上所定义的电极排列的用于加热组织的用途。
[0131]应该被理解的是可以在不背离本发明的情况下对于此描述的和说明的实施例作出各种改进，本发明的范围在所附的权利要求中被限定。
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Claims (33)

1、一种用于加热目标组织区域的装置，其中该装置包括：
a)控制单元，其用于控制所述装置的操作，所述控制单元包括适于允许用户使用所述装置的用户接口；
b)信号发生器，其结合到所述控制单元，所述信号发生器适于产生具有在约5至50MHz范围内的频率的激励电流；
c)功率放大器，其结合到所述信号发生器并用于放大所述激励电流；
d)阻抗匹配电路，其结合到所述功率放大器并用于降低阻抗失配；以及
e)敷贴器，其结合到所述阻抗匹配电路，所述敷贴器包括应用于所述目标组织以当被供应所述激励电流时加热所述目标组织的单螺旋线圈电极。
2、根据权利要求1所述的装置，其中，所述敷贴器进一步包括非导电的套管，以及当启动时适于将所述线圈电极插入到所述目标组织中的展开机构。
3、根据权利要求2所述的装置，其中，所述线圈电极由形状记忆合金制成，并具有当容纳在所述套管内时的非展开状态以及当被所述展开机构移出所述套管时的展开状态。
4、根据权利要求3所述的装置，其中，所述形状记忆合金包括镍钛诺。
5、根据权利要求1至4中任一项所述的装置，其中，所述敷贴器包括用于感测被所述线圈电极环绕的区域的温度的温度传感器。
6、根据权利要求1至5中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有紧密缠绕的螺旋几何结构。
7、根据权利要求1至5中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有松散缠绕的螺旋几何结构。
8、根据权利要求1至7中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有锥形的线圈几何结构。
9、根据权利要求1至8中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有约1至6cm的长度。
10、根据权利要求1至9中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有约0.5至3cm的直径。
11、根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有约0.5至2cm的螺距。
12、根据权利要求1至11中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有次直径和比所述次直径大至少50％的主直径。
13、根据权利要求1至12中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有约2至4的纵横比。
14、根据权利要求1至13中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极具有约0.5至1.25mm的导线厚度。
15、根据权利要求1至14中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极连接在双极配置中。
16、根据权利要求15所述的装置，其中，所述敷贴器包括具有连接到所述线圈电极的第一区域的导线的第一针以提供所述激励电流，并且所述装置进一步包括适于与所述线圈电极的第二区域结合的第二针以提供与所述信号发生器的接地连接。
17、根据权利要求1至14中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极连接在单极配置中并且具有用于接收所述激励电流的源端部，并且所述装置进一步包括至少一个接地电极，该接地电极用于附着到所述信号发生器和相对于所述目标组织区域的远端组织表面。
18、根据权利要求17所述的装置，其中，所述线圈电极具有约为所述激励电流的波长的20％至25％的电长度。
19、根据权利要求1至18中任一项所述的装置，其中，所述阻抗匹配电路包括变压器，并包括电感器和电容器的网络。
20、根据权利要求19所述的装置，其中，所述变压器为降压变压器，所述网络包括与电容器串联的电感器，并且所述变压器与所述网络串联。
21、根据权利要求1至20中任一项所述的装置，其中，所述装置向应用到所述线圈电极的所述激励电流提供约为20至500瓦的功率电平。
22、根据权利要求1至21中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极是内部冷却的。
23、根据权利要求1至22中任一项所述的装置，其中，所述信号发生器被配置来脉动地产生所述激励电流以限制所述线圈电极中的电流密度。
24、根据权利要求1至23中任一项所述的装置，其中，所述线圈电极包括与所述线圈电极的纵轴平行并且在所述线圈电极的中间区域中放置的铁磁籽。
25、一种加热患者的目标组织区域的方法，其中，所述方法包括：
在所述目标组织区域应用单螺旋线圈电极；
产生具有足够用于磁感应的频率的激励电流，以在被所述线圈电极环绕的体积内产生轴向电场；以及
将所述激励电流应用到所述线圈电极。
26、根据权利要求25所述的方法，其中，所述方法进一步包括产生具有足够低的频率的所述激励电流，以最小化产生的电场和磁场的衰减，并且最小化由在所述线圈电极中的感应的涡电流建立的任何相对的感应场。
27、根据权利要求25至26中任一项所述的方法，其中，所述方法进一步包括产生具有约5至50MHz范围内的频率的所述激励电流。
28、根据权利要求25至27中任一项所述的方法，其中，所述方法进一步包括将所述线圈电极容纳在如权利要求2至5中任一项所定义的敷贴器中。
29、根据权利要求25至28中任一项所述的方法，其中，所述方法进一步包括为如权利要求6至18中任一项所定义的所述线圈电极选择属性。
30、一种用于加热患者的目标组织区域的电极排列，其中，所述电极排列包括用于在所述目标组织区域应用的单线圈电极，其中，当被供应具有在5至50MHz范围内的频率的激励电流时，所述线圈电极适于在被所述线圈电极环绕的体积内产生轴向电场。
31、一种用于加热患者的目标组织区域的电极排列，其中，所述电极排列包括具有螺旋几何结构并且被配置来用随时间变化的电源在足够用于磁感应的频率下工作的单线圈电极，其中，所述随时间变化的电源在被所述线圈电极环绕的体积内产生周向电场以及次轴向电场，所述次轴向电场由沿所述线圈电极的电荷分布而产生。
32、如权利要求30所述的电极排列的用于加热组织的用途。
33、如权利要求31所述的电极排列的用于加热组织的用途。
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