АППЛИКАТОР И СИСТЕМА МИКРОВОЛНОВОЙ КОАГУЛЯЦИИ Российский патент 2015 года по МПК A61B18/12 A61N5/02 A61B18/18 A61B17/34 A61M25/01 

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Область техники

Настоящее изобретение относится к терапии электромагнитным излучением (ЭМИ) и, в частности, к аппликаторам и системам для подведения электромагнитной энергии к месту лечебного воздействия в живом организме, чтобы нагревать ткань, нуждающуюся в лечебном воздействии в месте лечебного воздействия. Настоящее изобретение полезно, в частности, для лечебных воздействий типа микроволновой коагуляции или абляции.

Уровень техники

Общеизвестно применение электромагнитной (ЭМ) энергии для нагревания ткани с целью лечения заболевания. При применении микроволновой энергии для нагревания ткани аппликатор, содержащий микроволновую излучающую антенну, размещают относительно ткани, подлежащей лечению (нагреванию), таким образом, чтобы микроволновая энергия, излучаемая от антенны, проникала в ткань и нагревала ее. В уровне техники известно много микроволновых аппликаторов. Гибель, или некроз, клеток живой ткани происходит при температурах, превышающих нормальную температуру клеток в течение достаточного периода времени. Достаточный период времени обычно зависит от температуры, до которой нагреваются клетки. Выше пороговой температуры приблизительно 41,5 градусов C (Цельсия) имеет место значительное тепловое поражение большинства злокачественных клеток. При температурах выше приблизительно 45 градусов C, имеет место тепловое поражение большинства нормальных клеток. Во время лечения желательно создавать повышенную температуру в заданной ткани в течение периода времени, достаточного для вызова искомого поражения клеток, при одновременном выдерживании близлежащей здоровой ткани при безопасной меньшей температуре. По приведенной причине, когда применяют лечебное воздействие, предполагающее нагревание ткани, важно гарантировать как соответствующее нагревание опухоли по всей опухоли до края опухоли, так и сниженные температуры в критической нормальной ткани.

Термотерапию иногда объединяют с другими лечебными воздействиями, например хирургией, ионизирующим излучением и химиотерапией. Например, когда нагревание объединяют с излучением, температуру в патологической ткани желательно выдерживать в пределах диапазона приблизительно 42-45 градусов C. Более высокие температуры обычно нежелательны, когда применяют метод комбинированного лечебного воздействия, так как более высокие температуры могут приводить к коллапсу микрососудов, вызывающему устойчивость к лучевой терапии, и уменьшать дозу системной химиотерапии, достигающую опухоли, если опухоль содержит сосудистое повреждение. Более низкие температуры не желательны потому, что такие температуры могут не обеспечить соответствующего терапевтического эффекта. Поэтому для лечебного воздействия несколькими способами важно управлять температурой в пределах желаемого диапазона и не допускать нагревания ткани в опухоли или вокруг опухоли выше 45 градусов C, если при этом можно помешать поражению данной ткани от других лечебных воздействий. Лечебное воздействие в пределах этого регулируемого температурного диапазона обычно называют гипертермией.

Формы термотерапии, которые умерщвляют ткань посредством одного только нагревания, обычно называют коагуляцией или абляцией. Для подходящего радикального искоренения раковой опухоли только применением тепла необходимо обеспечивать достаточное нагревание по всей опухоли. В случае злокачественной опухоли, если жизнеспособные злокачественные клетки остаются, опухоль может быстро вырасти обратно и вернуть пациента к первоначальной проблеме. Во время процедуры, которую обычно называют микроволновой коагуляцией или микроволновой абляцией, патологическую ткань нагревают до, по меньшей мере, около 55 градусов C и обычно выше приблизительно 60 градусов C со временем воздействия, достаточным для убивания клеток, обычно более продолжительным, чем приблизительно одна минута. При лечебных воздействиях микроволновой коагуляцией или абляцией происходит снижение температуры по объему, которая изменяется от высокой температуры в подвергаемой воздействию ткани до нормальной температуры ткани 37 градусов C за пределами подвергаемой воздействию ткани. В таком случае внешнее краевое поле общего распределения тепла в объеме подвергаемой воздействию ткани может вызвать поражение нормальной ткани, если упомянутую нормальную ткань перегревают. Поэтому при продолжительных лечебных воздействиях для коагуляции или абляции объем коагуляции или абляции поддерживают при очень высоких температурах; существует высокая степень риска повреждения окружающих нормальных тканей. Для надлежащего лечебного воздействия на заданные объемы злокачественных опухолей или объемы других тканей, подлежащих лечебному воздействию, очень важно надлежащим образом обеспечивать точное тепловое распределение в течение достаточного периода времени, чтобы радикально уничтожить опухолевую ткань, при минимизации повреждения критической окружающей нормальной ткани. К счастью, существуют локализации опухолей, которые находятся в нормальной ткани, которая может быть разрушена нагреванием в ограниченных зонах, без ущерба для здоровья пациента, например в ткани печени. В таких обстоятельствах коагуляцию можно применять с использованием агрессивного способа, чтобы включить краевое поле безопасности, с разрушением ограниченных окружающих нормальных тканей, чтобы быть уверенным в том, что вся злокачественная опухоль разрушена.

В процессе очень скорого нагревания до высоких температур, что обычно при лечебных воздействиях для коагуляции или абляции, можно применять достаточно короткое время воздействия. При этом получаемое температурное распределение становится главным образом распределением поглощения энергии в ткани. Однако если данные лечебные воздействия продолжаются в течение нескольких минут, кровоток и теплопроводность опухоли и окружающих тканей будут изменять температурное распределение и, тем самым, приводить к менее предсказуемому распределению тепла, так как изменения, происходящие в кровотоке в упомянутой нагреваемой области, могут оказаться непредсказуемыми. Таким образом, важно оптимизировать равномерность мощности нагревания тканей, которая поглощается, чтобы привести к более предсказуемому температурному распределению, которое точнее соответствует назначенному лечебному воздействию. Поэтому методы предварительного планирования лечения до и, возможно, во время лечебного воздействия для вычисления мощности и температурного распределения, являющегося результатом параметров мощности и соответственной фазы подачи мощности в ткань, могут иметь существенное значение не только для коагуляции и абляции, но также для гипертермии. Так как во время лечебного воздействия применяют повышенные температуры, лечебное воздействие может создавать дискомфорт и причинять боль пациенту, поэтому отказ от излишне высоких температур может быть полезен для снижения потребности в воздействии седативным средством на пациента.

Инвазивные аппликаторы микроволновой энергии можно вводить в ткань живого организма, чтобы разместить источник нагревания внутри или вблизи зоны патологической ткани. Инвазивные аппликаторы способствуют преодолению некоторых трудностей, которые испытывают с поверхностными аппликаторами, когда область заданной ткани (например, предстательная железа) расположена подкожно. Инвазивные аппликаторы следует размещать надлежащим образом, чтобы локализовать нагревание окрестностью желаемой зоны лечебного воздействия. Однако даже при надлежащем размещении оказалось сложным обеспечить, чтобы в патологической ткани вырабатывалось достаточно тепла, без перегрева окружающей здоровой ткани. Кроме того, при применении аппликаторов, работающих в режиме с повышенными уровнями мощности для создания повышенных температур, необходимых для коагуляции и абляции, коаксиальный кабель на участке аппликатора, проходящем от наружной поверхности тела в местоположение излучающей антенны в аппликаторе, проявляет тенденцию к нагреванию до нежелательно высоких температур, что может вызывать тепловое поражение нормальной ткани, сквозь которую аппликатор проходит для достижения патологической ткани, подлежащей лечебному воздействию. Поэтому в известных технических устройствах применяли различные способы охлаждения аппликатора.

При применении радиочастотных (РЧ) электродов в известном уровне техники первичный электрод инвазивно вводят в тело, в то время как вторичный электрод либо инвазивно вводят в тело, как, например, в биполярном РЧ аппликаторе или отдельно, в другое местоположение, либо размещают на коже снаружи тела таким образом, что РЧ токи нагрева проходят от первичного электрода к вторичному электроду. Во время данного процесса ткань вокруг первичного электрода обычно обезвоживается и обугливается. Когда ткань вокруг первичного электрода, которая вынуждена пропускать РЧ токи нагрева к вторичному электроду, обезвоживается, обезвоживание ткани вокруг электрода обеспечивает высокое электрическое сопротивление, препятствующее протеканию тока нагрева. Кроме того, упомянутое обезвоживание ткани ограничивает протекание тока от первичного электрода в ткань за пределами обезвоженной или обугленной ткани и, тем самым, ограничивает зону коагуляции ткани до зоны, которая достигается до образования упомянутой обезвоженной или обугленной ткани вокруг электрода. Ранее разработан метод инфузии текучей среды, например физиологического раствора, из наконечника упомянутого первичного РЧ электрода, чтобы можно было замещать тканевые жидкости в то время, как данные жидкости нагреваются в упомянутой области, и снижать, тем самым, сопротивление протеканию тока посредством поддерживания влажности и электрической проводимости ткани вблизи электрода. Это обеспечивает непрерывное протекание тока от первичного электрода для образования желаемого нагревания и коагуляции ткани. Примеры этого представлены в патентах США №№ 6066134, 6112123 и 6131577. Также известно из данного уровня техники, что текучая среда, например физиологический раствор, может использоваться с микроволновыми антеннами, когда инфузию текучих сред, например физиологического раствора, осуществляют в область первичного нагревания, чтобы способствовать в поддержке импеданса излучения антенны посредством возмещения текучих сред в ткани в зоне первичного излучения и нагревания. Примеры приведенного подхода представлены в опубликованных патентных заявках 2006/0122593 и 2009/0248006. Для совершенствования согласования импеданса во время микроволновой коагуляции ткани применяют также другие способы, например, настроечные изменения посредством изменения частоты (патент США № 7594913) и изменение открытого наконечника излучающей антенны (опубликованная заявка США 2009/0131926).

Известно также, что с аппликаторами микроволновой энергии, в частности аппликаторами, работающими на частоте 915 МГц, излучаемая энергия формирует температурный профиль каплеобразного типа с хвостом, продолжающимся назад вдоль стержня аппликатора от желаемой зоны нагревания ткани в нормальную ткань, вдоль траектории ввода аппликатора, к проксимальному концу аппликатора. В некоторых случаях протяженность хвоста изменяется во время лечебного воздействия и с изменением позиции аппликатора, например с изменением глубины ввода аппликатора. Формирование упомянутого нагретого хвоста и изменение зоны коагуляции в зависимости от переменных глубин ввода является нежелательным результатом, так как зона коагуляции должна быть единообразной при различных нормальных глубинах ввода, и зона нагревания, образованная аппликатором, желательно должна иметь более сферическую форму, чтобы образовать более сферическую зону абляции.

Установлено также, что частота микроволновой энергии, подаваемой в ткань, является фактором, влияющим на форму образуемой зоны нагревания и абляции. Для применения в целях медицинской гипертермии и абляции одобрены микроволновые частоты 915 МГц и 2450 МГц. Микроволны с частотой 915 МГц длиннее, чем микроволны с частотой 2455 МГц. В общем, установлено, что более длинные микроволны с частотой 915 МГц будут глубже проникать в ткань, и имеет место меньшее затухание по мере того, как они проникают в ткань, с созданием, тем самым, температурного профиля большего размера, при заданном уровне мощности, чем температурный профиль, создаваемый микроволнами с более высокой 2450-МГц частотой. Однако хотя более длинные 915-МГц микроволны образуют температурный профиль большего размера, температурный профиль, создаваемый имеющимися в наличии микроволновыми аппликаторами с частотой 915 МГц, имеет эллиптическую форму и, как правило, является удлиненным вдоль задней части аппликатора от антенны к наружной поверхности тела. Радиальный диаметр зоны нагревания или абляции единственной 915-МГц микроволновой антенны может составлять всего половину от длины зоны нагревания или абляции вдоль аппликатора. Имеющиеся в наличии микроволновые аппликаторы с частотой 2450 МГц также образуют до некоторой степени эллиптический температурный профиль, однако температурные профили, образованные микроволновыми аппликаторами с частотой 2450 МГц, обычно бывают менее эллиптическими и более сферическими, чем температурные профили, создаваемые аппликаторами с 915-МГц частотой. Следовательно, частота 915 МГц обеспечивает более глубокое проникание и большую длину профиля коагуляции, и частота 2450 МГц обеспечивает менее глубокое проникание и более короткую длину профиля коагуляции. Смотри, например, Sun, et al., Comparison of Ablation Zone Between 915- and 2,450 - MHz Cooled-Shaft Microwave Antenna: Results in In Vivo Porcine Livers, DOI: l 0.2214/AJR.07.3828 и AJR 2009; 192:511-514, и Liu et al., Comparison of percutaneous 915 MHz microwave ablation and 2450 MHz microwave ablation in large hepatocellular carcinoma, Int. J. Hyperthermia, 2010, 1 -8, Early Online.

При тестировании и моделировании, выполненных автором настоящей заявки, автор настоящей заявки установил, что, когда применяют аппликаторы с единственной антенной, использование частоты 2450 МГц обеспечивает меньшую длину абляции и нагревания вдоль единственного введенного стержня, чем при использовании аппликатора с единственной 915-МГц антенной. Это приводит к тому, что зона абляции, которая, при абляции единственным аппликатором, является более сферической на частоте 2450 МГц, чем на частоте 915 МГц. Поскольку злокачественные опухоли, подлежащие лечебному воздействию, часто имеют, по существу, сферическую форму, то применение частоты 2450 МГц представляется более выгодным, когда требуется небольшой и более сферический профиль абляции, в частности, при применении единственного аппликатора. Однако когда применяют несколько аппликаторов по конструктивной схеме фазированной антенной решетки, с использованием частоты 915 МГц можно создать более обширный и сферический профиль абляции и нагревания, чем с помощью решеток из нескольких антенн, работающих на частоте 2450 МГц, или чем при абляции единственным аппликатором на частоте либо 915 Мгц, либо 2450 МГц. Упомянутая возможность предполагает, что, в зависимости от размера и формы образования патологической ткани, подлежащей лечебному воздействию, возможно, целесообразно применять 2450 МГц в некоторых обстоятельствах и применять 915 МГц в других обстоятельствах. Как 2450-МГц, так и 915-МГц микроволновые системы лечебного воздействия на ткань предлагаются в настоящее время на рынке как отдельные системы.

Из уровня техники известно много микроволновых аппликаторов и систем для подачи микроволновой энергии в ткань для обеспечения нагревания ткани, однако существует потребность в более совершенных аппликаторах, которые удобны для применения, которые обеспечивают более единообразные и прогнозируемые профили нагревания и абляции, имеют эффективное охлаждение стержней аппликаторов и при желании могут обеспечивать отслеживание коагуляции или абляции.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В соответствии с изобретением, микроволновый аппликатор для применения в микроволновых коагулирующих и абляционных лечебных воздействиях включает в себя удлиненный корпус аппликатора, имеющий (дистальный) конец введения для введения в область ткани живого организма и присоединительный (проксимальный) конец для присоединения к источнику микроволновой энергии. Антенна для излучения микроволновой энергии в ткань, подлежащую лечебному воздействию, для образования желаемого профиля нагревания и абляции в ткани, расположена в направлении конца введения удлиненного корпуса аппликатора. Коаксиальная линия передачи микроволновой энергии расположена внутри удлиненного корпуса аппликатора для проведения микроволновой энергии от присоединительного конца аппликатора к антенне. Внешняя проводящая втулка формирует наружную часть участка корпуса аппликатора и расположена с концентрическим зазором вокруг линии передачи микроволновой энергии, чтобы формировать пространство для охлаждающей текучей среды между внутренней поверхностью внешней проводящей втулки и внешней поверхностью линии передачи микроволновой энергии. Направляющая втулка концентрически размещена в упомянутом пространстве для охлаждающей текучей среды и размещена с зазором внутрь от внешней проводящей втулки и вокруг внешней поверхности с зазором наружу от линии передачи микроволновой энергии. Направляющая втулка направляет поток циркулирующей охлаждающей текучей среды вдоль внешней поверхности линии передачи микроволновой энергии и внутренней поверхности внешней проводящей втулки, чтобы охлаждать линию передачи микроволновой энергии и внешнюю проводящую втулку и поддерживать участок аппликатора, продолжающийся между наружной поверхностью живого организма и тканью, подлежащей лечебному воздействию, в живом организме, при температуре ниже температуры, которая будет повреждать здоровую ткань. Чтобы измерять приблизительную температуру циркулирующей охлаждающей текучей среды и благодаря этому показывать, что охлаждающая текучая среда активно циркулирует в пространстве для охлаждающей текучей среды, и что линия передачи микроволновой энергии и внешняя проводящая втулка активно охлаждаются в процессе микроволнового коагулирующего или абляционного лечебного воздействия, размещен температурный датчик. Посредством мониторинга приблизительной температуры охлаждающей текучей среды можно точнее управлять нагреванием ткани вдоль траектории введения аппликатора, при введении в живой организм, в патологическую ткань, чтобы обеспечивать сведение к минимуму повреждение окружающей нормальной ткани во время лечебных воздействий. Пространство для охлаждающей текучей среды продолжается от проксимального конца аппликатора до приблизительного проксимального конца желаемой зоны нагревания и абляции. Так как в ткани, подлежащей нагреванию в процессе коагулирующих и абляционных лечебных воздействий, охлаждение обычно не требуется, то охлаждение не обеспечивается в зоне излучающей антенны аппликатора, в которой нагревание ткани желательно.

В одном варианте осуществления настоящего изобретения микроволновый аппликатор для термотерапии патологической ткани внутри живого организма включает в себя рукоятку, за которую можно удерживать аппликатор и манипулировать им для введения в живой организм. Удлиненный корпус аппликатора, имеющий конец введения для введения в область ткани живого организма, продолжается от рукоятки, которая обычно формирует присоединительный конец аппликатора. Антенна расположена в направлении конца введения корпуса аппликатора. Микроволновая энергия проводится от рукоятки к антенне по линии передачи микроволновой энергии в форме коаксиального кабеля, расположенного внутри корпуса аппликатора. Коаксиальный кабель включает в себя внутренний проводник и внешний проводник, разделенные диэлектрическим материалом, расположенным между ними. Внешняя проводящая втулка продолжается от рукоятки к концу введения внешней проводящей втулки, которая отделена от проводящего наконечника зазором, обычно заполненным диэлектрическим материалом. Внешние диаметры наконечника введения, внешней проводящей втулки и диэлектрического материала, заполняющего зазор между ними, являются все приблизительно равными для формирования, по существу, ровного непрерывного удлиненного корпуса аппликатора для введения в живой организм. Удлиненный корпус аппликатора или, по меньшей мере, его участок, подлежащий введению в живой организм, может быть снабжен покрытием из нелипкого диэлектрического материала, например тефлона. Данное покрытие может, по меньшей мере частично, снизить прилипание коагулированной ткани к внешней поверхности аппликатора, в частности, в областях коагуляции и абляции ткани, чтобы облегчать удаление аппликатора после лечебного воздействия. Однако в одном варианте осуществления аппликатора участок диэлектрического материала, разделяющий проводящий наконечник и внешнюю проводящую втулку, остается открытым для непосредственного контакта с нагретой тканью. Диэлектрический материал является таким материалом как, например, ПЭЭК (полиэфирэфиркетон), к которому будет прилипать нагреваемая ткань. Диэлектрический материал занимает относительно небольшую зону вдоль аппликатора, но при нагревании ткань будет прилипать к данному диэлектрическому материалу, и данное прилипание будет стабилизировать аппликатор для удерживания его в заданном положении во время лечебного воздействия на ткань. Когда желательно удаление аппликатора, аппликатор можно повернуть, например, на угол поворота от тридцати до сорока пяти градусов, чтобы отцепить ткань и создать возможность удаления аппликатора.

В показанном примерном варианте осуществления удлиненный корпус аппликатора, продолжающийся от рукоятки, будет, по существу, жестким. Внешняя проводящая втулка может быть выполнена из металла, например нержавеющей стали. Проводящий наконечник введения аппликатора также будет металлическим, например из латуни или нержавеющей стали, и может быть достаточно заостренным, чтобы аппликатор можно было вводить непосредственно в ткань, подлежащую лечебному воздействию. Однако даже в заостренном состоянии аппликатор не будет входить непосредственно сквозь прочную кожную ткань, а обычно будет нуждаться в том, чтобы в коже сначала делали разрез или отверстие, например иглой для подкожных инъекций, и затем вводили аппликатор через упомянутый разрез или отверстие. Кроме того, в показанном примерном варианте осуществления около конца введения проводящей внешней втулки находится проводящий металлический токоотвод, продолжающийся к наконечнику введения. Токоотвод также электрически связан с внешним проводником линии передачи микроволновой энергии и, тем самым, электрически связывает внешний проводник линии передачи микроволновой энергии с проводящей внешней втулкой. Наконечник введения прикреплен к концу введения токоотвода, но отделен от данного конца, по существу, жесткой диэлектрической разделительной прокладкой, которая имеет конструктивную жесткость для предотвращения изгиба соединения между токоотводом и наконечником и для электрической изоляции наконечника, который электрически соединен с внутренним проводником линии передачи микроволновой энергии, от токоотвода, который электрически соединен с внешним проводником линии передачи микроволновой энергии. По существу, жесткая диэлектрическая разделительная прокладка приклеена к токоотводу и наконечнику аппликатора, например эпоксидным связующим веществом. В другом показанном примерном варианте осуществления токоотвод не применен, и диэлектрический материал соединяет проводящий наконечник с внешней проводящей втулкой. В данном примерном варианте осуществления внешняя проводящая втулка электрически изолирована как от внешнего проводящего наконечника, так и от внешнего проводника линии передачи микроволновой энергии.

Непроводящая направляющая втулка продолжается от рукоятки и концентрически размещена в удлиненном корпусе аппликатора, во внутреннем пространстве и с зазором внутрь от внешней проводящей втулки и вокруг внешней поверхности и с зазором наружу от линии передачи микроволновой энергии, т.е. наружу внешнего проводника упомянутой линии. Направляющая втулка направляет поток циркулирующей охлаждающей текучей среды от рукоятки вдоль внешней поверхности коаксиальной линии передачи микроволновой энергии к концу направляющей втулки, т.е. к концу введения аппликатора, вокруг конца направляющей втулки и обратно вдоль внутренней поверхности внешней проводящей втулки к рукоятке. Возможно также применение противоположно направленного течения охлаждающей текучей среды. Циркуляция охлаждающей текучей среды охлаждает коаксиальную линию передачи микроволновой энергии и проводящую втулку, чтобы поддерживать участок аппликатора, продолжающийся между наружной поверхностью живого организма и тканью, подлежащей лечебному воздействию, в живом организме при температуре ниже температуры, которая будет повреждать здоровую ткань. Температурный датчик размещен, например, в рукоятке, чтобы измерять приблизительную температуру охлаждающей текучей среды, прокачиваемой внутри аппликатора. Температура охлаждающей текучей среды в аппликаторе показывает, действует ли или нет система циркуляции текучей среды, и достаточно ли производимое охлаждение.

В рукоятке обеспечены, обычно гибкими шлангами, соединения подачи и обратные соединения для охлаждающей текучей среды из источника охлаждающей текучей среды под давлением. В рукоятке также обеспечено соединение, например, гибким коаксиальным кабелем для соединения источника микроволновой энергии. Рукоятка служит интерфейсом между более гибким коаксиальным кабелем, продолжающимся от микроволнового генератора, и более гибкими шлангами для текучей среды и, по существу, жестким удлиненным корпусом. В одном примерном варианте осуществления обеспечена защитная трубка для вмещения шлангов и гибкого коаксиального кабеля на их продолжении от рукоятки, чтобы удерживать их вместе и облегчать манипуляции аппликатором. Вариантом осуществления материала защитной трубки является пластиковый плетеный материал, который будет стягиваться вокруг охваченных шлангов и коаксиального кабеля, при растяжении.

Температурный датчик, применяемый в аппликаторе, может представлять собой термистор. Сопротивление термистора изменяется с изменением температуры термистора. Температуру, измеренную термистором, получают внутренней схемой, которая измеряет температуру посредством обеспечения протекания постоянного тока постоянной величины через термистор. В таком случае сопротивление термистора создает напряжение постоянного тока, которое показывает температуру термистора. Температурный датчик в рукоятке или температурный датчик, размещенный вдоль аппликатора, может быть связан с гибким коаксиальным кабелем, продолжающимся от микроволнового генератора, цепью связи, например цепью резистивно-емкостной связи. Цепь резистивно-емкостной связи дает возможность постоянному току из проводников коаксиального кабеля протекать в термистор и из него, при этом с изолированием термистора от сигналов микроволновой мощности, и дает возможность сигналам микроволновой мощности протекать в антенну с изолированием, при этом антенны от постоянного тока. Аналогично цепь связи можно использовать на противоположном конце гибкого коаксиального кабеля, например в цепях разветвления мощности и мультиплексирования, чтобы отделять температурные сигналы постоянного тока из проводников гибкого коаксиального кабеля и направлять их в схемы измерения температуры в контроллере системы, с изолированием при этом схем измерения температуры от сигналов микроволновой мощности, и пропускать сигналы микроволновой мощности из микроволнового генератора системы с изолированием при этом микроволнового генератора системы от температурных сигналов постоянного тока. Применение компьютера в контроллере системы для измерения мощности в прямом направлении, мощности в обратном направлении, измерения температуры термистора и, возможно, мониторинга других переменных параметров, например мониторинга температуры ткани посредством, по меньшей мере, одного независимо вводимого температурного датчика, обеспечивает управление и обратную связь по подводимой микроволновой мощности и надлежащую безопасность выполнения процедуры микроволновой коагуляции или абляции.

В дополнение к температурному датчику для измерения приблизительной температуры охлаждающей текучей среды в аппликаторе вдоль удлиненного корпуса аппликатора можно поместить, по меньшей мере, один температурный датчик таким образом, чтобы, по меньшей мере, один температурный датчик был в положении для измерения температуры ткани живого организма вдоль аппликатора. Если такие дополнительные температурные датчики обеспечивают, то обычно целесообразно разместить один из упомянутых температурных датчиков в положении вблизи расчетного внешнего края желаемой или допустимой области нагревания в ткани живого организма подлежащей нагреванию антенной во время работы аппликатора. Данный подход можно применить для обеспечения предупреждения, если ткань, защищенная снаружи края области, подлежащей нагреванию, достигает нежелательно высокой температуры. Данный подход можно также применить для оценки местоположения внешнего края эффективно нагреваемого объема во время лечебного воздействия.

Применение фазированных решеток также может снизить микроволновой нагрев вдоль стержней аппликаторов благодаря взаимодействию по энергии между антеннами, которые возбуждаются синфазно и разнесены на расстояние, которое обеспечивает частичное взаимное ослабление мощности вдоль внешнего участка введенных аппликаторов и усиление нагревания ткани между упомянутыми введенными аппликаторами. Упомянутое частичное ослабление мощности обеспечивается, когда расстояние между приблизительно параллельными введенными антеннами приблизительно составляет половину длины волны, и поэтому энергия перекрестной связи в какой-то степени не совпадает по фазе с энергией в антенне из-за ее собственной излучаемой энергии. Для частоты 915 МГц, например, длина волны в типичных тканях с высоким содержанием влаги, например тканях мышц и опухолей, составляет приблизительно от 4,3 до 4,7 см. Приведенная величина означает, что для разнесения введения от 2,1 до 2,4 см разнесение является более или менее достаточным для данного 180-градусного соотношения. Ослабление при перекрестной связи фаз имеет место также при значительных разностях по фазе, отличающихся от 180 градусов, например, разность фаз 135 или 225 градусов все еще обеспечит частичное ослабление, обусловленное перекрестной связью фаз связанных микроволновых полей, чтобы частично ослаблять микроволновую энергию вдоль внешнего участка введенных аппликаторов. Упомянутое частичное ослабление будет соответствовать интервалу между аппликаторами приблизительно от 1,6 до 3,0 см, например, для 915 МГц. Упомянутое частичное ослабление микроволновой мощности вокруг введенных стержней приводит к снижению нагревания вдоль введенных стержней во время активного микроволнового нагревания ткани. Данное ослабление также локально снижает локальные мощности полей вокруг излучающих антенн и внешних стержней, чтобы снизить прилипание ткани к антеннам и стержням.

Управление нагреванием может дополнительно включать в себя системное применение аппликаторов в виде фазированных решеток при оптимизационном управлении методом вычислений в форме предварительного планирования, чтобы обеспечивать оптимальный профиль введения и подавать мощность и фазу в решетку аппликаторов таким образом, чтобы образовывать и управлять повышенной равномерностью распределения мощности, температурой и/или коагуляцией ткани по объему опухоли и, в частности, на краях опухоли. Тем самым, лечебное воздействие оптимизируется и управляется с помощью численных вычислений либо планируемого профиля введения и числа антенн, либо фактически полученной схемы, показываемой посредством различных способов неинвазивной визуализации, таких как компьютерной томографии (КТ), ультразвукового исследования или магнитно-резонансной томографии (МРТ). Упомянутую информацию планирования было бы также полезно использовать для регулирования амплитуды и фазы мощности каждого из введенных аппликаторов по командам автоматизированной системы, с использованием прогнозируемых профилей направленности по мощности из компьютерной числовой модели.

В варианте осуществления настоящего изобретения с фазированными решетками применяется единственный микроволновый генератор для обеспечения микроволновой мощности для всех аппликаторов. Как правило, генератор будет работать на частоте 915 МГц, которая является обычной разрешенной частотой излучения для медицинского применения. Упомянутый единственный генератор соединен с пассивным некоммутирующим разветвителем (делителем) мощности с согласованным микроволновым импедансом, который используют для направления мощности одновременно в несколько портов, которые соединены с одной или более микроволновой симметричной вибраторной антенной, описанной, например, для вышеупомянутых аппликаторов. Данная конструктивная схема выдает приблизительно одинаковую мощность одновременно в каждый из выходных соединительных портов. Данная конструктивная схема обеспечивает также одинаковую выходную фазу микроволновой энергии в каждом из выходных портов. Таким образом, когда несколько антенны соединены с портами разветвителя мощности, упомянутые антенны имеют одинаковую мощность и одинаковую относительную фазу и поэтому правильно называются «фазированной антенной решеткой». Кабели, проходящие к точкам излучения на каждой антенне, обеспечены одинаковой электрической длиной, чтобы антенны излучали энергию фазово-синхронизировано и фазово-когерентно. «Фазово-синхронизировано» означает, что между фазами излучения всех антенн существует фиксированное фазовое соотношение, и определение «фазово-когерентный» означает, что относительная фаза излучения каждой антенны является приблизительно одной и той же. Применение вышеописанных фазированных решеток усиливает нагревание в промежутках между антеннами посредством обеспечения более однородной коагуляции заданной ткани, с обеспечением поглощения большей энергии, чем в случае применения коммутации каналов и других способов применения каналов, не синхронизированных по фазе и времени.

При применении аппликаторов в виде фазированных решеток антенны аппликаторов вводят приблизительно по шаблону, который соответствует равномерному разнесению по периметру круга введения вокруг ткани, подлежащей лечебному воздействию. Данное введение обеспечивает приблизительно равномерное расстояние между аппликаторами по периметру схемы введения. Таким образом, шаблон из двух антенн будет давать введение на разделяющем расстоянии, которое будет представлять собой диаметр круга введения. Три антенны будут формировать треугольный шаблон, так как данные антенны разнесены на приблизительно равные расстояния по периметру кольцевой схемы введения. Четыре антенны будут формировать квадратную схему. Антенны должны быть приблизительно параллельными, когда введены с центральной точкой излучения каждой антенны, введенной в положение на приблизительно одинаковую глубину относительно ткани, подлежащей лечебному воздействию, чтобы получить точки ввода излучения, приблизительно выровненные бок о бок.

Как указывалось, аппликатор в соответствии с настоящим изобретением можно применять как единственный аппликатор, вводимый в патологическую ткань, или в виде решетки из более чем одного аппликатора, расположенного внутри или вокруг патологической ткани. Чтобы обеспечить наиболее эффективную передачу микроволновой энергии из микроволнового генератора в ткань, подлежащую лечебному воздействию, каналы потоков микроволновой энергии из микроволнового генератора в антенны аппликаторов должны быть согласованными по импедансу и настроены на число применяемых аппликаторов. Данное условие может потребовать разных систем с разными разветвителями мощности, когда применяют единственный аппликатор или когда применяют несколько аппликаторов в форме решетки. Настоящее изобретение может обеспечить специальную схему разветвителя мощности, с которой единственную систему можно применить для единственного аппликатора или для множества аппликаторов. В соответствии с изобретением обеспечена, по меньшей мере, одна схема разветвителя мощности для связи генератора микроволновой энергии с, по меньшей мере, коаксиальным кабелем подачи микроволновой энергии для подачи микроволновой энергии из микроволнового генератора в микроволновой аппликатор. По меньшей мере, одна схема разветвителя мощности имеет вход микроволновой мощности, соединенный с микроволновым генератором, и множество выходных портов, при этом один из множества выходных портов является выходным портом для единственного соединения для использования, когда только один коаксиальный кабель питания микроволновой энергией и микроволновой аппликатор соединяют со схемой разветвителя мощности, и остальные выходные порты из множества выходных портов являются выходными портами для параллельного соединения для использования, где два или более коаксиальных кабеля подачи микроволновой энергии и микроволновых аппликатора соединяют с двумя или более выходными портами для параллельного соединения схемы разветвителя мощности. Выходной порт для единственного соединения согласован по импедансу и настроен на обеспечение эффективной передачи энергии при использовании единственного аппликатора, и выходные порты для параллельного соединения согласованы по импедансу и настроены на обеспечение эффективной передачи энергии при использовании любого числа аппликаторов от двух до общего числа обеспеченных выходных портов для параллельного соединения. При этом если применяют единственный аппликатор, то его соединяют с выходным портом для единственного соединения. Если применяют несколько аппликаторов, то каждый из нескольких аппликаторов соединяют с отличающимся выходным портом для параллельного соединения и ничего не соединяют с выходным портом для единственного соединения.

Можно обеспечить средство для определения, соединена ли или нет антенна с конкретным выходным портом для вывода микроволновой мощности, и соединена ли упомянутая антенна с правильным портом. Это можно обеспечить, если в аппликаторах применены вышеописанные термистор или другие резистивные температурные датчики, и сигналы, по существу постоянного тока, из температурных датчиков передаются в контроллер системы по коаксиальному кабелю питания. В данном случае контроллер системы может определять выходные порты, которые содержат присоединенные аппликаторы, посредством определения, присутствуют ли сигналы температурных датчиков в данных выходных портах. При определении числа аппликаторов, присоединенных к выходным портам схемы разветвителя мощности, и выходных портов, к которым присоединены упомянутые аппликаторы, контроллер системы может определить, соединен ли единственный аппликатор, и, если так, то правильно ли он соединен с выходным портом для единственного соединения, или соединены ли два или более аппликатора, и, если так, то правильно ли они соединены с выходными портами для параллельного соединения. Контроллер системы может обеспечивать предупредительный сигнал, если один из нескольких аппликаторов присоединен к выходному порту для единственного соединения, или единственный аппликатор соединен с одним из выходных портов для параллельного соединения.

Кроме того, при использовании нескольких аппликаторов с охлаждением текучей средой, в которых охлаждающая текучая среда циркулирует через аппликаторы, необходимо обеспечить источник охлаждающей текучей среды и обратную линию для охлаждающей текучей среды для каждого из аппликаторов. Для быстрого и удобного исполнения соединения изменяемого числа аппликаторов настоящее изобретение может обеспечить систему циркуляции охлаждающей текучей среды, выполненную с возможностью соединения и обеспечения циркуляции охлаждающей текучей среды для единственного аппликатора, вплоть до предварительно заданного числа нескольких аппликаторов. Упомянутая система циркуляции охлаждающей текучей среды в соответствии с настоящим изобретением включает в себя множество соединителей для подачи охлаждающей текучей среды, каждый из которых выполнен с возможностью соединения с отдельным впускным отверстием для охлаждающей текучей среды аппликатора, и равное множество обратных соединителей для охлаждающей текучей среды, каждый из которых выполнен с возможностью соединения с отдельным выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды аппликатора. Каждый из множества соединителей для подачи охлаждающей текучей среды включает в себя нормально закрытый стопорный клапан, который открывается при соединении с впускным отверстием для охлаждающей текучей среды аппликатора. Упомянутый стопорный клапан предотвращает вытекание текучей среды из соединителя для подачи охлаждающей текучей среды, за исключением состояния соединения с впускным отверстием для охлаждающей текучей среды. Каждый из множества обратных соединителей для охлаждающей текучей среды включает в себя однопутевой клапан подачи, допускающий течение текучей среды только в обратный соединитель для охлаждающей текучей среды. Данная конструкция предотвращает вытекание текучей среды из системы через обратный соединитель для охлаждающей текучей среды, но будет допускать обратное протекание текучей среды в систему через упомянутый соединитель, когда он соединен с выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды аппликатора.

При использовании вышеописанной системы циркуляции охлаждающей текучей среды, когда применяют только единственный аппликатор, один из множества соединителей для подачи охлаждающей текучей среды соединяют с впускным отверстием для охлаждающей текучей среды единственного аппликатора, и один из множества обратных соединителей для охлаждающей текучей среды соединяют с выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды единственного аппликатора. Упомянутые соединения будут обеспечивать течение охлаждающей текучей среды через единственный аппликатор. Охлаждающая текучая среда не будет протекать ни через один из соединителей для подачи охлаждающей текучей среды или обратных соединителей для охлаждающей текучей среды, которые не соединены с аппликатором. Когда применяют множество аппликаторов, один из множества соединителей для подачи охлаждающей текучей среды соединяют с впускным отверстием для охлаждающей текучей среды одного из множества аппликаторов, и один из множества обратных соединителей для охлаждающей текучей среды соединяют с выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды одного из множества аппликаторов. Упомянутые соединения будут обеспечивать соединитель для подачи охлаждающей текучей среды, соединенный с каждым из впускных отверстий для охлаждающей текучей среды аппликатора, и обратный соединитель для охлаждающей текучей среды, соединенный с каждым из выпускных отверстий для охлаждающей текучей среды аппликатора, и, тем самым, обеспечивать течение охлаждающей текучей среды через каждый из множества аппликаторов, присоединенных к системе. С системой подачи текучей среды можно соединять любое число аппликаторов, доходящее до числа соединителей для подачи охлаждающей текучей среды в системе подачи текучей среды. И вновь охлаждающая текучая среда не будет протекать ни через один из соединителей для подачи охлаждающей текучей среды или обратных соединителей для охлаждающей текучей среды, которые не соединены с аппликатором.

Один вариант осуществления системы циркуляции охлаждающей текучей среды может также включать в себя емкость для охлаждающей текучей среды, насос, соединенный с возможностью нагнетания охлаждающей текучей среды из емкости для охлаждающей текучей среды во множество соединителей для подачи охлаждающей текучей среды, и трубопровод для текучей среды, соединяющий множество обратных соединителей для охлаждающей текучей среды с емкостью для охлаждающей текучей среды, чтобы обеспечивать течение текучей среды из обратных соединителей для охлаждающей текучей среды в емкость для охлаждающей текучей среды. Емкость для охлаждающей текучей среды может, в подходящем варианте, иметь форму стандартного (IV) пакета для внутривенных вливаний, наполненного стерильным физиологическим раствором.

Конструкция узкого разделительного зазора между проводящим наконечником введения аппликатора и концом введения проводящей внешней втулки обеспечивает зону высокой интенсивности микроволн в зазоре, которую можно использовать для коагуляции тканей вдоль траектории введения, если микроволновую мощность подают по мере того, как микроволновую антенну извлекают из подвергаемой воздействию ткани. Приведенный подход обеспечивает коагуляцию ткани и кровеносных сосудов, которые могут находиться вдоль траектории введения, а также любой патологической ткани, которая может находиться вдоль траектории, по мере того как аппликатор удаляют из ткани. Посредством обеспечения отметок глубины, расположенных с равными интервалами, на удлиненном аппликаторе и извлечения аппликатора из живого организма, скоординированного с периодическими ритмическими звуками, можно обеспечить, по существу, постоянную скорость удаления аппликатора из живого организма для эффективной абляции по траектории. В дополнение к отметкам глубины, расположенным с равными интервалами, оказалось полезным также обеспечивать предупредительную отметку, видимую на внешней поверхности удлиненного корпуса аппликатора, в положении на известном расстоянии в направлении присоединительного конца аппликатора от участка аппликатора, который создает абляцию ткани (зоны нагревания или зоны абляции). Когда аппликатор извлекают из подвергаемой воздействию ткани, появление упомянутой предупредительной отметки указывает, что зона абляции или коагуляции по траектории подходит близко к внешней поверхности кожи, чтобы извлечение аппликатора можно было остановить в желаемом положении на небольшом расстоянии от зоны кожи во избежание повреждения или коагуляции ткани в зоне кожи.

Как указано, ограничение, обнаруженное в современных микроволновых антеннах, которые применяют для микроволновых коагуляции и абляции, в частности аппликаторов, которые работают на частоте 915 МГц, состоит в том, что шаблон распределения энергии обычно продолжается назад вдоль аппликатора от проксимального конца желаемой зоны коагуляции и абляции, вокруг участка излучения микроволновой энергии аппликатора, к проксимальному концу аппликатора. Данный недостаток нежелательным образом продолжает зону коагуляции и абляции вдоль аппликатора к проксимальному концу аппликатора, за пределы ткани, которую желают подвергать коагуляции или абляции. Упомянутое продолжение имеет следствием эллиптическую или каплеобразную форму профиля нагревания, с зоной коагуляции и абляции аналогичной формы, тогда как желаемой формой профиля распределения энергии и зоны коагуляции и абляции является, как правило, более сферическая форма.

Авторы настоящего изобретения теоретически установили, что хвост зоны нагревания, образовываемой микроволновой антенной, который создается продолжением микроволновой энергии вдоль аппликатора к проксимальному концу аппликатора от проксимального конца желаемой зоны нагревания, и часто дальнейшее продолжение упомянутого хвоста вдоль аппликатора во время подачи микроволновой энергии вызываются обезвоживанием ткани, сначала в желаемой зоне нагревания и абляции вокруг микроволновой антенны и затем вдоль корпуса аппликатора от желаемой зоны нагревания к проксимальному концу аппликатора. Из теоретического анализа следует, что по мере того, как ткань обезвоживается вокруг желаемой зоны нагревания, диэлектрическая постоянная ткани уменьшается, и длина волны микроволновой энергии в ткани увеличивается. По мере того как длина волны микроволновой энергии в ткани увеличивается, зона, нагреваемая энергией, увеличивается вдоль аппликатора к проксимальному концу и вызывает нагревание ткани в данной новой зоне, в которую продолжаются более длинные микроволны. Данное нагревание обезвоживает упомянутую ткань и, тем самым, дополнительно вытягивает длину волны микроволн в данной области, что дополнительно вытягивает область нагревания вдоль стержня аппликатора, и, тем самым, нагревание охватывает больше ткани вдоль стержня аппликатора в направлении проксимального конца стержня вдоль траектории введения аппликатора. В дополнение или в качестве альтернативы, когда ткань обезвоживается, и значение диэлектрической постоянной ткани снижается, существует более сильное излучаемое электрическое поле, которое концентрируется в обезвоживающейся ткани, которая окружает проксимальный внешний участок аппликатора, при этом упомянутый внешний участок обычно сформирован внешним металлическим стержнем. Данный эффект обусловлен тем, что распределение электрического поля, которое перпендикулярно металлу металлического стержня и обратно пропорционально значению диэлектрической постоянной соответствующей ткани, изменяется вместе с изменением границ между влажной и сухой тканью. Это означает, что линии электрического поля, которые проходят перпендикулярно сквозь высыхающие слои ткани к металлическому стержню, изменяют свое распределение относительно тканей. Например, если значение диэлектрической постоянной ткани вокруг стержня снижается в 10 раз, что может иметь место при обугливании, то в данной сухой и обугленной области будет иметь место 10-кратное усиление напряженности электрического поля, которое не будет ослабляться так быстро, как электрическое поле в невысохших тканях, когда оно распространяется вдоль внешнего металлического корпуса аппликатора к проксимальному концу. Данный эффект может дополнительно увеличить длину сужающегося хвоста зоны нагревания или абляции в ткани вдоль проксимального участка корпуса аппликатора.

Авторы настоящего изобретения установили, что посредством подачи текучей среды, например физиологического раствора, в ткань вдоль стержня аппликатора, продолжающегося от приблизительно проксимального конца желаемой зоны нагревания к проксимальному концу аппликатора, для возмещения текучей среды в данной ткани и предотвращения обезвоживания упомянутой ткани, хвост зоны нагревания ограничивается, и что данный хвост поддерживается, по существу, постоянным, а не возрастающим с увеличением времени нагревания. Таким образом, при впрыскивании текучей среды в ткань вдоль стержня аппликатора, продолжающегося от приблизительно проксимального конца желаемой зоны нагревания к проксимальному концу аппликатора, ткань на данном участке сохраняет свое увлажнение или влагосодержание и ограничивает расстояние, на которое продолжается хвост вдоль аппликатора и, по существу, предотвращает непрерывное удлинение хвоста во время нагревания. В результате, зона нагревания и абляции становится менее каплеобразной и более сферической по форме. Данный эффект возникает без необходимости впрыскивания текучей среды в желаемую зону нагревания и даже несмотря на то, что ткань в желаемой зоне нагревания будет из-за этого обезвоживаться во время нагревания. При впрыскивании текучей среды в ткань в указанной зоне, снаружи и проксимально относительно желаемой зоны нагревания, аппликатор может быть конструктивно выполнен и настроен с возможностью создания, по существу, постоянной зоны нагревания и абляции. Текучую среду можно подавать в ткань различными способами. Если аппликатор включает в себя систему охлаждения аппликатора текучей средой, то текучая среда, впрыскиваемая в ткань, может быть некоторой частью охлаждающей текучей среды из системы охлаждения аппликатора, которая направляется из системы охлаждения в ткань, или с системой охлаждения текучей средой или без нее текучую среду можно подавать в ткань специальным способом и непосредственно, чтобы сохранять увлажненное состояние ткани.

Если впрыскивание текучей среды в ткань желательно при применении аппликатора, содержащего систему охлаждения, которая прокачивает охлаждающую текучую среду по аппликатору, как описано для показанного примерного варианта осуществления изобретения, то внешняя проводящая втулка и/или токоотвод может быть снабжен(а) одним или более сквозным отверстием, чтобы обеспечивать для части охлаждающей текучей среды, при циркуляции в аппликаторе, возможность протекания из аппликатора в ткань, окружающую аппликатор смежно с проксимальным концом желаемой зоны нагревания и абляции, созданной аппликатором и продолжающуюся на некоторое расстояние от проксимального конца желаемой зоны нагревания и абляции к проксимальному концу аппликатора. Одно или более отверстий выполнены в размер и расположены так, чтобы допускать, по существу, предварительно заданную величину потока текучей среды в ткань во время циркуляции текучей среды в аппликаторе, чтобы поддерживать влажность в ткани во время работы аппликатора.

Кроме того, как упоминалось, в зависимости от размера и формы массы патологической ткани, подлежащей лечебному воздействию, может быть полезно применение 2450-МГц микроволн в некоторых обстоятельствах и применение 915-МГц микроволн в других обстоятельствах. В дополнительном варианте осуществления изобретения микроволновая абляционная система содержит как 915-МГц микроволновый генератор, так и 2450-МГц микроволновый генератор, с общим источником питания и общей системой управления, чтобы обеспечивать выходные соединения для аппликатора, предназначенного для подачи микроволн 2450-МГц частоты в ткань, подлежащую лечебному воздействию, и/или для, по меньшей мере, одного аппликатора, предназначенного для подачи микроволн 915-МГц частоты в ткань, подлежащую лечебному воздействию. Система может быть такой, чтобы обеспечивать выбранную одну или другую частоту для конкретной процедуры лечебного воздействия, или может быть выполнена с возможностью обеспечения вывода обеих частот одновременно или в мультиплексном режиме, чтобы обеспечивать обе частоты, по существу, одновременно или с разделением по времени, когда одну частоту обеспечивают в течение предварительно заданного временного интервала, и затем другую частоту обеспечивают в течение предварительно заданного временного интервала. Данная система может обеспечивать применение либо 915-МГц микроволн, либо 2450-МГц микроволн в течение разных процедур лечебного воздействия или может обеспечивать как 915-МГц микроволны, так и 2450-МГц микроволны в течение одной и той же процедуры лечебного воздействия под общим управлением одной действующей системы.

ЧЕРТЕЖИ

Другие признаки настоящего изобретения станут более понятными из нижеследующего подробного описания, при его прочтении и изучении совместно с прилагаемыми чертежами, которые представляют варианты, представляющиеся в настоящее время наилучшими для выполнения изобретения, и на которых:

фиг.1 - вид сбоку аппликатора в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения;

фиг.2 - вертикальное сечение участка аппликатора, показанного на фиг.1;

фиг.3 - вид в перспективе выреза участка аппликатора, показанного на фиг.2;

фиг.4 - вертикальное сечение участка рукоятки аппликатора, показанного на фиг.1;

фиг.5 - принципиальная схема электрических соединений внутри участка рукоятки аппликатора, показанного на фиг.4;

фиг.6 - вид в перспективе выреза другого варианта осуществления рукоятки для аппликатора в соответствии с настоящим изобретением;

фиг.7 - блок-схема системы для микроволновой терапии, использующей аппликатор в соответствии с настоящим изобретением;

фиг.8 - блок-схема разветвителя мощности и мультиплексора для применения с системой в соответствии с настоящим изобретением, при использовании решетки из множества аппликаторов;

фиг.9 - вид сбоку аппликатора, показанного на фиг.1, показывающий дополнительные метки глубины вдоль аппликатора;

фиг.10 - вертикальное сечение, подобное сечению на фиг.2, другого варианта осуществления аппликатора в соответствии с настоящим изобретением;

фиг.11 - схематичное представление системы циркуляции охлаждающей текучей среды в соответствии с настоящим изобретением;

фиг.12 - сгенерированное компьютером представление температурного профиля, образованного аппликатором в соответствии с настоящим изобретением, при этом ткани вдоль проксимального участка аппликатора предоставлено обезвоживаться и обугливаться;

фиг.13 - сгенерированное компьютером представление температурного профиля, подобное представлению на фиг.12 и образованное таким же аппликатором в соответствии с настоящим изобретением, который применяли для шаблона на фиг.12, при этом в ткань вдоль проксимального участка аппликатора вводят текучую среду для ограничения обезвоживания и обугливания упомянутой ткани;

фиг.14 - вертикальное сечение, подобное сечению на фиг.10, отличающегося варианта осуществления аппликатора в соответствии с настоящим изобретением, с портами впрыскивания текучей среды;

фиг.15 - вертикальное сечение, подобное сечению на фиг.2, отличающегося варианта осуществления аппликатора в соответствии с настоящим изобретением, с портами впрыскивания текучей среды;

фиг.16 - вертикальное сечение, подобное сечениям на фиг.10 и 14, отличающегося варианта осуществления аппликатора в соответствии с настоящим изобретением, с портами впрыскивания текучей среды и без обратного канала для охлаждающей текучей среды;

фиг.17 - вертикальное сечение, подобное сечениям на фиг.2 и 15, отличающегося варианта осуществления аппликатора в соответствии с настоящим изобретением, с портами впрыскивания текучей среды и без обратного канала для охлаждающей текучей среды;

фиг.18 - схематичное представление системы циркуляции охлаждающей текучей среды в соответствии с настоящим изобретением, аналогичной системе, показанной на фиг.11, но без обратной линии текучей среды и обратных соединителей для текучей среды, и пригодной для применения с аппликаторами, показанными на фиг.17 и 18;

фиг.19 - схематичное представление системы циркуляции охлаждающей текучей среды в соответствии с настоящим изобретением, без обратной линии текучей среды, обратных соединителей для текучей среды и жидкостного насоса, и пригодной для применения с аппликаторами, показанными на фиг.17 и 18; и

фиг.20 - блок-схема, представляющая вариант осуществления двухчастотной абляционной системы в соответствии с настоящим изобретением.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ НАГЛЯДНЫХ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

В дальнейшем будут использованы ссылки на примерные варианты осуществления, показанные на чертежах, и далее будет применяться специальный язык для описания упомянутых вариантов осуществления. Однако следует понимать, что при этом не предполагается никакого ограничения объема изобретения. Следует считать, что изменения и дополнительные модификации признаков изобретения, представленных в настоящем описании, и дополнительные применения принципов изобретения, представленных в настоящем описании, которые, возможно, будут созданы специалистом в соответствующей области техники после изучения настоящего описания, не выходят за пределы объема настоящего изобретения.

Один вариант осуществления микроволнового аппликатора в соответствии с настоящим изобретением для микроволнового коагулирующего и абляционного лечебного воздействия на патологическую ткань в ткани живого организма изображен на фиг.1. Аппликатор, обозначенный, в общем, позицией 10, включает в себя рукоятку 12, от которой продолжается, по существу, жесткий удлиненный корпус 14 аппликатора с наконечником 16 введения, формирующим концевой участок введения аппликатора для введения в область ткани живого организма. По существу, жесткий удлиненный корпус 14 аппликатора включает в себя внешнюю проводящую втулку 18, продолжающуюся от рукоятки 12, проводящий токоотвод 20, проводящий наконечник 16 введения и диэлектрическую обойму 22, размещенную между наконечником 16 введения и токоотводом 20. Как можно видеть, диэлектрическая обойма 22 соединяет проводящий наконечник 16 введения как с токоотводом 20, так и через токоотвод 20, с внешней проводящей втулкой 18. Все внешние диаметры открытых участков внешней проводящей втулки 18, проводящего токоотвода 20, диэлектрической обоймы 22 и наконечника 16 введения (который может быть заострен на его конце 17 введения) являются приблизительно равными, чтобы формировать плавный непрерывный удлиненный корпус аппликатора для введения в ткань живого организма. На удлиненный корпус аппликатора может быть нанесено (не показанное) покрытие из нелипкого диэлектрического материала, например тефлона. Захват 24 пистолетного типа позволяет легко удерживать рукоятку для манипуляций аппликатором.

Аппликатор содержит участок 25 микроволновой антенны, направленный к наконечнику введения удлиненного корпуса 14 аппликатора, чтобы излучать микроволновую энергию из антенного участка в ткань живого организма. Микроволновая энергия передается из рукоятки 12 через удлиненный корпус аппликатора в антенный участок по коаксиальной линии 26 передачи микроволновой энергии, фиг.2-4, находящейся внутри удлиненного корпуса аппликатора и имеющей внутренний соединитель 29 и внешний соединитель 27, разделенные диэлектрическим материалом 28, расположенным между ними. Коаксиальная линия 26 передачи, хотя от нее и не требуется, может быть полужестким коаксиальным кабелем с медными внутренним и внешним проводниками и тефлоновым или тефлоново-воздушным диэлектрическим материалом. Внешнего диэлектрического изоляционного материала не применяют. Упомянутый коаксиальный кабель обычно будет иметь импеданс приблизительно пятьдесят Ом, что обеспечивает достаточное согласование по импедансу с микроволновым генератором и с типичными характеристиками тканей живого организма.

Внешний диаметр коаксиальной линии передачи микроволновой энергии (а также внешний диаметр внешнего соединителя 27 коаксиальной линии передачи) меньше, чем внутренний диаметр внешней проводящей втулки 18, поэтому между линией передачи и внешней проводящей втулкой обеспечено пространство 82. Данное пространство будет именоваться пространством для охлаждающей текучей среды. Проводящий токоотвод 20 размещен вокруг и в электрическом контакте как с концевым участком 83 введения внешнего проводника 27 линии передачи, так и с внешней проводящей втулкой 18. Токоотвод 20 включает в себя концевой участок 84 с уменьшенным внешним диаметром, направленным к концу рукоятки аппликатора, выполненным в размер для вставки в пространство 82 между внешней поверхностью внешнего проводника 27 коаксиальной линии 26 передачи и внутренней поверхностью внешней проводящей втулки 18. Токоотвод 20 может быть припаян как в внешнему проводнику 27, так и к внешней втулке 18, чтобы обеспечить хорошее электрическое соединение. Пайка будет также закреплять токоотвод 20 к внешней втулке 18 для прочного соединения токоотвода 20 с втулкой 18. Однако токоотвод 20 может быть закреплен к втулке 18 и при желании к внешнему проводнику 27 склеивающим веществом, например эпоксидным связующим материалом. Если склеивающее вещество является проводящим, то оно может заменить пайку. С помощью данного соединения токоотвод 20 закрывает или блокирует пространство 82 для охлаждающей текучей среды в направлении конца 85 введения внешней проводящей втулки 18.

Токоотвод 20 продолжается за пределами действительного конца 86 внешнего проводника, чтобы формировать участок 87 токоотвода с увеличенным внутренним диаметром. Конец введения участка 87 токоотвода с увеличенным внутренним диаметром может вмещать установочный участок 88 с уменьшенным диаметром наконечника 16 аппликатора, с находящейся на нем диэлектрической обоймой 22. Диэлектрическая обойма 22 надевается на установочный участок 88 с уменьшенным диаметром наконечника 16 аппликатора и сама по себе имеет участок 89 введения с уменьшенным диаметром, который вставлен в участок 87 токоотвода с увеличенным внутренним диаметром. Вышеописанная сопрягающаяся конструктивная схема создает прочное соединение наконечника с остальной частью аппликатора, при этом упомянутая диэлектрическая обойма 22 приклеена к наконечнику и токоотводу связующим материалом, например эпоксидом.

Диэлектрическая обойма 22, размещенная между токоотводом 20 и наконечником 16, электрически изолирует наконечник 16 от токоотвода 20 и от внешней проводящей втулки 18. Поскольку токоотвод 20 электрически соединен с внешним проводником 27 коаксиальной линии 26 передачи, то токоотвод 20 становится выступающей частью внешнего проводника 27, и конец 90 введения проводящего токоотвода 20 становится эффективным концом введения внешнего проводника 27. Внутренний проводник 29 коаксиальной линии передачи продолжается к концу введения аппликатора за пределы конца 91 введения диэлектрического материала 28 коаксиальной линии передачи до конца 92 введения внутреннего проводника. Однако как конец 91 введения диэлектрического материала коаксиальной линии передачи, так и конец 92 введения внутреннего проводника коаксиальной линии передачи находятся внутри участка 87 токоотвода с увеличенным внутренним диаметром токоотвода 20 и не продолжаются за пределы конца 90 введения токоотвода 20.

Установочный участок 88 с уменьшенным диаметром наконечника 16 аппликатора также включает в себя контакт 93 наконечника, продолжающийся от упомянутого участка к концу рукоятки аппликатора и концу 91 введения диэлектрика 28 коаксиальной линии передачи. Контакт 93 наконечника расположен так, что выступающая часть внутреннего проводника 29 коаксиальной линии передачи за пределами конца 91 диэлектрика 28 коаксиальной линии передачи прилегает и может быть закреплена с электрическим контактом к контакту 93 наконечника. При использовании данной конструктивной схемы внутренний проводник 29 не продолжается в наконечник 16, а просто прилегает к контакту 93 наконечника и электрически соединен с ним.

В данной конструкции проводящая внешняя втулка 18 может быть выполнена из металлического материала, например нержавеющей стали, проводящий наконечник и токоотвод могут быть сформированы из металлического материала, например латуни или нержавеющей стали, и диэлектрическая изолирующая обойма может быть сформирована из, по существу, жесткого пластикового материала. Все данные части могут быть склеены с использованием эпоксидного связующего вещества. Кроме того, хотя конструкция, описанная для приведенного показанного варианта осуществления, обеспечивает вариант осуществления микроволновой антенны, направленной к концу введения аппликатора, для формирования микроволновой антенны, направленной к концу введения аппликатора, и для формирования конца введения аппликатора можно применить различные другие конструкции аппликатора. Например, на фиг.10 представлен альтернативный вариант осуществления участка введения аппликатора, в котором токоотвод не применяется. Как показано на фиг.10, проводящий наконечник 16 введения аппликатора соединен непосредственно с внешней проводящей втулкой 18 диэлектрической обоймой 22, которая электрически изолирует проводящий наконечник введения аппликатора от проводящей внешней втулки 18. Кроме того, конец диэлектрической обоймы 22, направленной к присоединительному концу аппликатора, продолжается в пространство 82 между внешней проводящей втулкой 18 и внешним проводником 27 коаксиальной линии 26 передачи микроволн, чтобы электрически изолировать внешнюю проводящую втулку 18 от внешнего проводника 27. В данном варианте осуществления внешняя проводящая втулка 18 не имеет электрического соединения с внешним проводником 27. Диэлектрическая обойма 22 также формирует также конец, направленный к концу введения аппликатора от пространства 82 для охлаждающей текучей среды. Аналогично конструкции, показанной на фиг.2, наконечник 16 введения включает в себя контакт 93 наконечника, который связан с внутренним проводником 29. Данная конструкция антенны и конца введения аппликатора также оказалась подходящей для применения в настоящем изобретении.

Как показано на фиг.1, от рукоятки 12 продолжается удлиненный корпус 14 аппликатора. Как показано на фиг.4, внешняя проводящая втулка 18 закреплена в переднем участке 13 корпуса 15 рукоятки и в переднем конце емкости 38 для охлаждающей текучей среды, при этом упомянутая емкость 38 для охлаждающей текучей среды установлена внутри корпуса 15 рукоятки. Емкость 38 для охлаждающей текучей среды включает в себя две камеры 34 и 36 емкости, разделенные направляющей втулкой 40, которая продолжается от соединения с перегородкой 35 емкости во внешнюю проводящую втулку 18 и, внутри внешней проводящей втулки 18 к концу введения аппликатора. Направляющая втулка 40 может быть тонкостенной пластиковой втулкой, выполненной из полиимидного пластика, например каптона. Присоединение внешней проводящей втулки 18 к корпусу 15 рукоятки и емкости 38 для текучей среды и присоединение направляющей втулки 40 к перегородке 35 емкости может быть выполнено клеем, эпоксидной смолой или другим склеивающим веществом. Коаксиальная линия 26 передачи продолжается через емкость 38 для текучей среды и в направляющую втулку 40. Коаксиальная линия 26 передачи продолжается по всей длине направляющей втулки 40 и за конец 41 введения направляющей втулки, как видно на фиг.2, и в токоотвод 20.

Как видно на фиг.2 и 4, направляющая втулка 40 продолжается в пространство 82 для охлаждающей текучей среды между внешней поверхностью коаксиальной линии 26 передачи и внутренней поверхностью внешней проводящей втулки 18. Направляющая втулка 40 делит пространство 82 для охлаждающей текучей среды на внутреннее пространство 42 для охлаждающей текучей среды и внешнее пространство 43 для охлаждающей текучей среды по длине направляющей втулки 40 в пространстве 82. Внутреннее пространство 42 для охлаждающей текучей среды сформировано между внешней поверхностью коаксиальной линии 26 передачи и внутренней поверхностью направляющей втулки 40, и внешнее пространство 43 для охлаждающей текучей среды сформировано между внутренней поверхностью направляющей втулки 40 и внутренней поверхностью внешней проводящей втулки 18. Камера 34 емкости сообщается с внутренним пространством 42 для охлаждающей текучей среды, и камера 36 емкости сообщается с внешним пространством 43 для охлаждающей текучей среды.

Хотя любая камера 34 или 36 емкости может быть емкостью для впуска охлаждающей текучей среды или емкостью для выпуска охлаждающей текучей среды, выяснилось, что для удобства замены температурного датчика, как поясняется в отношении местоположения температурного датчика 60, камера 34 емкости может быть камерой приема охлаждающей текучей среды, и камера 36 емкости может быть камерой выпуска охлаждающей текучей среды. В данном примере охлаждающая текучая среда будет протекать в аппликатор из источника охлаждающей текучей среды, не показанного, по трубке 30 в камеру 34 емкости. Из камеры 34 емкости охлаждающая текучая среда протекает по внутреннему пространству 42 для охлаждающей текучей среды вдоль внешней поверхности коаксиальной линии 26 передачи, чтобы охлаждать внешнюю поверхность коаксиальной линии 26 передачи. Как ранее показано со ссылкой на фиг.2, пространство 82 для охлаждающей текучей среды, в которое продолжается направляющая втулка 40, заблокировано около концевого участка введения внешней проводящей втулки 18 участком 84 с уменьшенным диаметром токоотвода 20, который плотно входит в конец введения пространства 82 и блокирует его. Как можно видеть на фиг.2, конец 41 введения направляющей втулки 40 заканчивается до достижения конца пространства 82, образованного токоотводом 20, чтобы оставлять неразделенный участок пространства для текучей среды, который соединяет внутреннее пространство 42 для охлаждающей текучей среды и внешнее пространство 43 для охлаждающей текучей среды. Следовательно, когда охлаждающая текучая среда, протекающая во внутреннем пространстве 42 для охлаждающей текучей среды к концу введения аппликатора, достигает конца 41 введения направляющей втулки 40, охлаждающая текучая среда втекает в неразделенное пространство 82 вокруг конца 41 введения направляющей втулки 40, во внешнее пространство 43 для охлаждающей текучей среды и протекает вдоль внутренней поверхности внешней проводящей втулки 18 обратно в камеру 36 емкости и из выпускной трубки 32 для текучей среды обратно в источник текучей среды для охлаждения и рециркуляции или в отводное отверстие для текучей среды.

Как показано на фиг.4, микроволновая энергия подается в аппликатор из микроволнового генератора, не показанного, по коаксиальному кабелю 46 подачи микроволновой энергии, который обеспечивает канал для распространения микроволновой энергии из генератора в аппликатор. Коаксиальный кабель 46 подачи микроволновой энергии является обычно гибким 50-омным коаксиальным кабелем, содержащим внутренний или центральный проводник 48, внешний проводник 49 и диэлектрическую разделительную прокладку 50 между ними. В показанном варианте осуществления соединение между гибким коаксиальным кабелем 46 подачи микроволновой энергии и полужесткой коаксиальной линией 26 передачи обеспечено схемой связи на печатной плате 58, которая служит опорой для небольших бескорпусных конденсаторов и резистора (смотри также фиг.5, которая является принципиальной схемой цепей, показанных на фиг.4). Центральный проводник 48 коаксиального кабеля подачи микроволновой энергии соединен металлической токопроводящей дорожкой 51 на печатной плате 58 с конденсатором 52, который соединен с внутренним проводником 29 коаксиальной линии 26 передачи. Внешний проводник 49 коаксиального кабеля подачи микроволновой энергии соединен проводящим элементом или проводом 47 с металлической токопроводящей дорожкой 53 на печатной плате 58, которая соединена с внешним проводником 27 коаксиальной линии 26 передачи. Данная схема цепей обеспечивает прямой канал для протекания микроволновых токов между внешними проводниками. На принципиальной схеме на фиг.5 показан конденсатор 55, включенный между двумя внешними проводниками 49 и 27, который не обязателен и не показан на фиг.4, но может быть полезен при наличии для обеспечения дополнительной изоляции микроволновой антенны от постоянных токов в гибком коаксиальном кабеле 46 подачи микроволновой энергии.

Температурный датчик в форме термистора 60 размещен на внешней проводящей втулке 18 и приклеен к упомянутой втулке, так что упомянутый датчик имеет приблизительно такую же температуру, как внешняя проводящая втулка 18. Термистор 60, при размещении в местоположении, показанном на фиг.4, измеряет температуру внешней проводящей втулки 18 на ее конце приблизительно у рукоятки, которая будет приблизительно температурой охлаждающей текучей среды после протекания по удлиненному корпусу 14 аппликатора. Термистор 60 может быть расположен в других местах, которые позволяют термистору указывать приблизительную температуру охлаждающей текучей среды после или во время протекания по аппликатору. При расположении в показанном месте термистор 60 измеряет приблизительную температуру охлаждающей текучей среды между направляющей втулкой 40 и внешней проводящей втулкой 18, когда охлаждающая текучая среда возвращается в выпускной камере 36 емкости для охлаждающей текучей среды, после протекания через внутреннее и внешнее пространства 42 и 43 для охлаждающей текучей среды. Охлаждающая текучая среда в данном месте будет достигать приблизительно ее максимальной температуры. Термистор 60 может находиться в самой охлаждающей текучей среде, при желании, например, в выпускной камере 36 емкости для охлаждающей текучей среды. Функция упомянутого термистора 60 состоит в том, чтобы обеспечивать показание, что охлаждающая текучая среда действительно протекает внутри аппликатора всякий раз, когда подается микроволновая энергия. Во время подачи микроволновой энергии микроволновая энергия вызывает саморазогрев коаксиальной линии 26 передачи в аппликаторе. Данный саморазогрев повышает температуру коаксиальной линии 26 передачи и, тем самым, нагревает окружающие части между термистором 60 и коаксиальной линией 26 передачи. Без циркуляции охлаждающей текучей среды внешняя проводящая втулка 18 аппликатора может нагреваться до температур, которые могут повреждать нормальную ткань. Поток охлаждающей текучей среды внутри аппликатора вдоль коаксиальной линии 26 передачи и внешней проводящей втулки 18 удаляет большую часть выделяемого при этом тепла, и поэтому термистор 60 остается холоднее, когда охлаждающая текучая среда протекает, чем в случае, если поток текучей среды отсутствует. Если поток текучей среды прекратится или будет ограничен, то текучая среда будет нагреваться до более высокой температуры, чем при надлежащем протекании. При надлежащем протекании внешняя проводящая втулка 18 аппликатора будет оставаться при температурах ниже температур, повреждающих ткань.

Термистор является резистивным электрическим устройством, которое изменяет свое сопротивление в зависимости от его температуры. Два провода 62a и 62b от термистора 60 соединены через конденсатор 56. Провод 62a соединен с конденсатором 56, а также соединен непосредственно с внешним проводником 49 гибкого коаксиального кабеля 46. Провод 62b присоединен к противоположной стороне конденсатора 56, а также к одной стороне резистора 54 посредством металлической токопроводящей дорожки 57. Другая сторона резистора 54 соединена с металлической токопроводящей дорожкой 51 проводом или металлической токопроводящей дорожкой 59. Таким образом, термистор 60 электрически соединен между внутренним проводником 48 и внешним проводником 49 гибкого коаксиального кабеля 46. Это позволяет контролировать сопротивление термистора 60 по постоянному электрическому току, который пропускается от центрального проводника 48 по металлическим токопроводящим дорожкам 51 и 59 к резистору 54 и металлической токопроводящей дорожке 57 и проводу 62b к термистору 60 и обратно по проводу 62a и проводу 47 к внешнему проводнику 49 гибкого коаксиального кабеля 46. Конденсатор 52 не допускает протекания постоянного электрического тока к внутреннему проводнику 29 коаксиальной линии 26 передачи и поэтому не допускает протекания постоянного электрического тока в антенну аппликатора и живой организм, в который введен аппликатор. Если в цепи обеспечен конденсатор 55, то данный конденсатор не допускает протекания постоянного электрического тока во внешний проводник 27 коаксиальной линии 26 передачи, чтобы дополнительно гарантированно не допускать протекания постоянного электрического тока в антенну и живой организм, в который введен аппликатор. Вышеописанные цепи позволяют гибкому коаксиальному кабелю 46 подачи микроволновой энергии выполнять двойную функцию. По гибкому коаксиальному кабелю 46 подачи микроволновой энергии проходит постоянный ток для контроля сопротивления термистора 60, вместе с микроволновой энергией, которая протекает по гибкому коаксиальному кабелю 46 подачи микроволновой энергии от генератора микроволновой энергии в аппликатор. При использовании описанной конструктивной схемы сигнал показания температуры передается между термистором и контроллером системы по тем же двум проводникам 48 и 49 коаксиального кабеля, которые проводят микроволновую мощность из микроволнового генератора в аппликатор. Это исключает необходимость отдельных дополнительных проводов от рукоятки к контроллеру системы для передачи сигналов температуры из термистора.

Как указано, сигнал из термистора 60 представляет в контроллер системы показание температуры внешней проводящей втулки и охлаждающей текучей среды, циркулирующей в аппликаторе. Когда микроволновая мощность подается в аппликатор, что приводит к нагреванию коаксиальной линии 26 передачи, то, пока охлаждающая текучая среда надлежащим образом протекает в аппликаторе, температура термистора 60 будет оставаться низкой. Если поток текучей среды в аппликаторе прекратится, или поток будет ограничен по какой-то причине, коаксиальная линия 26 передачи начнет нагреваться, и температура внешней проводящей втулки 18 и любой непроточной или медленно протекающей текучей среды в аппликаторе также будет повышаться. Данный процесс повышает температуру термистора 60. Повышение измеряемой температуры термистора 60 обеспечивает показание, что охлаждающая текучая среда не протекает надлежащим образом, и контроллер системы может активировать предупредительный сигнал или активировать другое корректирующее воздействие.

На фиг.6 представлен вид в перспективе выреза, рукоятки, аналогичной рукоятке на фиг.4, но с немного отличающейся конфигурацией корпуса 45 рукоятки и отличающейся ориентацией впускной 30 и выпускной 32 трубок из камер 34 и 36 емкостей. Однако конфигурация компонентов рукоятки является, по существу, такой же, и компоненты обозначены такими же числовыми позициями, как на фиг.4. Провода от термистора 40 не показаны. Фиг.6 дает более понятное изображение фактической конструкции рукоятки аппликатора.

Как можно понять из вышеприведенного пояснения, кроме обеспечения средства, посредством которого можно удерживать аппликатор и манипулировать им для введения в живой организм, рукоятка 12 служит в качестве интерфейса между, по существу, жестким удлиненным корпусом 14 аппликатора и гибким коаксиальным кабелем подачи микроволновой энергии, продолжающимся от микроволнового генератора к аппликатору, обеспечивает ввод сигналов температуры в гибкий коаксиальный кабель подачи микроволновой энергии и служит в качестве интерфейса между гибкими шлангами для текучей среды от источника и к источнику охлаждающей текучей среды и емкостью для охлаждающей текучей среды. Можно применять различные конфигурации рукояток. Хотя гибкий коаксиальный кабель подачи микроволновой энергии и гибкие шланги для текучей среды показаны продолжающимися от конца захвата рукоятки (и могут быть заключены в защитной трубке при желании), непосредственно на рукоятке можно обеспечить соединители, так что гибкий коаксиальный кабель подачи микроволновой энергии можно соединять с рукояткой и отсоединять от нее, и гибкие шланги для текучей среды также можно соединять с рукояткой и отсоединять от нее. В варианте осуществления, приведенном на фиг.4, показано, что гибкий коаксиальный кабель 46 подачи микроволновой энергии и гибкие шланги 30 и 32 для текучей среды проходят в рукоятке 12 совместно и бок о бок и входят в защитную трубку 154, которая продолжается из конца захвата 24 пистолетного типа, чтобы удерживать кабель и шланги вместе на некотором расстоянии, продолжающемся от рукоятки. Данная конфигурация облегчает маневрирование аппликатором во время использования. Шланги 30 и 32 и кабель 46 продолжаются от конца 156 защитной трубки 150, и шланги заканчиваются в шланговых соединителях 158 и 160, предназначенных для соединения со шланговым соединителем для подачи охлаждающей текучей среды и обратному шланговому соединителю для охлаждающей текучей среды. Коаксиальный кабель 46 заканчивается в кабельном соединителе 162, выполненном с возможностью соединения к дополнительному кабелю подачи микроволновой энергии. Для защитной трубки 154 можно использовать различные материалы. Пластиковый плетеный материал, который работает подобно старинным «китайским наручникам» для стягивания вокруг охваченных кабеля и шлангов, оказался удовлетворительным с точки зрения обеспечения надежного внешнего покрытия для улучшения обращения с аппликатором и его хранения и для обеспечения возможности свободного пропускания тепла, выделяемого коаксиальным кабелем, сквозь защитную трубку.

На фиг.7 представлена функциональная блок-схема базовой системы в соответствии с вышеописанным изобретением, использующей единственный аппликатор для лечебного воздействия на пациента. Для отображения и контроля элементов управления системой и лечебных процедур обеспечен операторский интерфейс 61, такой как экран компьютерного монитора и клавиатура или простой чувствительный к прикосновениям экран. Пользовательский интерфейс соединен с контроллером 64 системы, таким как компьютерный процессор, кабелем 63. Контроллер обеспечивает управление и контроль микроволновым генератором 68 по кабелю 66. Генератор 68 имеет генератор микроволнового диапазона, в котором управление и контроль амплитуды мощности, в том числе измерение мощности, как прямой, так и обратной волны на выходе генератора 68, может осуществляться контроллером 64. Затем генерируемая микроволновая энергия направляется в схему 74 мультиплексора и разветвителя мощности по кабелю 70 линии передачи, такому как коаксиальный кабель. Микроволновый канал внутри схемы 74 мультиплексора и разветвителя мощности содержит согласованный по импедансу микроволновый канал, направляющий микроволновую энергию в аппликатор 10 с удлиненным корпусом 14 аппликатора по гибкому коаксиальному кабелю 72 подачи микроволновой энергии. Как описано, внутри аппликатора 10 имеется канал постоянного тока, который протекает через температурно-чувствительный термистор, который позволяет постоянному току протекать также по коаксиальному кабелю 72 подачи микроволновой энергии. Упомянутый постоянный ток, который применяют для измерения температуры внутри удлиненного корпуса 14 аппликатора, разделяется с сигналом микроволновой энергии в мультиплексорном участке схемы 74 мультиплексора и разветвителя мощности и передается по каналу 76 постоянного тока, который направлен в схему 78 контроля температуры. Затем схема 78 контроля температуры направляет температурный сигнал обратно в контроллер 64 по кабелю 80, чтобы контроллер мог контролировать и регулировать уровни микроволновой энергии, генерируемые микроволновым генератором 68, и чтобы, тем самым, ограничивать микроволновую энергию, передаваемую в аппликатор, если в аппликаторе 10 измерены слишком высокие температуры. Схема 78 контроля температуры может быть частью контроллера 64.

Во многих случаях будет желательно обеспечивать лечебное воздействие на пациента с использованием фазированной решетки аппликаторов, а не одного аппликатора. При использовании фазированной решетки в пациента вводят множество аппликаторов, ориентированных приблизительно параллельно, по шаблону с приблизительно равномерным разнесением по периметру круга введения вокруг ткани, подлежащей лечебному воздействию. Каждый аппликатор следует вводить так, чтобы излучающая антенна находилась в приблизительно одном и том же положении по глубине относительно ткани, подлежащей лечебному воздействию, чтобы обеспечить приблизительное выравнивание в ряд точек подачи излучения. Применение нескольких аппликаторов в виде фазированных решеток, как правило, допускает более точное управление аппликаторами для обеспечения большей равномерности распределения энергии, температуры и/или коагуляции ткани по объему опухоли, подлежащему лечебному воздействию и, в частности, на краях опухоли, чем при использовании единственного аппликатора. Применение фазированных решеток может также уменьшить микроволновое нагревание вдоль осей аппликаторов вследствие перекрестной связи по энергии между антеннами, которые возбуждаются синфазно и разнесены на расстояние, которое обеспечивает частичное перекрестное ослабление мощности вдоль внешнего участка введенных аппликаторов и усиление нагревания ткани между упомянутыми введенными аппликаторами. При использовании фазированных решеток можно применять предварительное планирование лечения, чтобы обеспечивать идеальный шаблон введения, и подачу мощности и фазы в решетку аппликаторов для образования желаемого нагревания и управления им. Таким образом, лечебное воздействие оптимизируют и выполняют управляемым способом с помощью численного вычисления либо планируемого шаблона введения и числа антенн, либо фактически полученной схемы, показываемой посредством различных способов неинвазивной визуализации, таких как компьютерная томография (КТ), ультразвуковое исследование или магнитно-резонансная томография (МРТ). Амплитуду энергии и фазу каждого введенного аппликатора можно регулировать в соответствии с автоматизированной системой с использованием прогнозируемых профилей мощности из компьютерной числовой модели. Кроме того, актуальные измерения могут быть получены и сравнены с прогнозируемыми профилями мощности и прогнозируемыми температурами и можно управлять системой, чтобы компенсировать отличия.

В варианте осуществления настоящего изобретения с фазированными решетками применяется единственный микроволновый генератор для обеспечения микроволновой мощности для всех аппликаторов. Как правило, генератор будет работать на частоте 915 МГц, которая является обычной разрешенной частотой излучения для медицинского применения. Упомянутый единственный генератор соединен с пассивным некоммутирующим разветвителем (делителем) мощности с согласованным микроволновым импедансом, который используют для направления мощности одновременно в несколько портов, которые соединены с одной или более микроволновой симметричной вибраторной антенной, описанной, например, для вышеупомянутых аппликаторов. Данная конструктивная схема обеспечивает приблизительно одинаковую мощность одновременно в каждый из выходных соединительных портов. Данная конструктивная схема обеспечивает также одинаковую выходную фазу микроволновой энергии в каждом из выходных портов. Таким образом, когда несколько антенн соединены с портами разветвителя мощности, упомянутые антенны имеют одинаковую мощность и одинаковую относительную фазу и поэтому правильно называются фазированной антенной решеткой. Кабели, проходящие к точкам излучения на каждой антенне, поддерживаются одинаковой электрической длины, чтобы антенны излучали энергию фазово-синхронизировано и фазово-когерентно. «Фазово-синхронизированный» означает, что между фазами излучения всех антенн существует фиксированное фазовое соотношение, а «фазово-когерентный» означает, что относительная фаза излучения от каждой антенны является приблизительно одной и той же. Поскольку для оптимизации разных лечебных воздействий требуются разные диаграммы направленности антенной решетки, и желаемые лечебные воздействия можно выполнять с использованием единственного аппликатора или варьировать число нескольких аппликаторов, то желательно иметь систему, которая может питать и контролировать единственный аппликатор или число нескольких аппликаторов. Однако существующие системы обычно выполнены с возможностью оптимизации подачи мощности либо в единственный аппликатор, либо в установленное число нескольких аппликаторов. При этом не обеспечивается гибкость, желательная для конфигурирования разных решеток, использующих единственную систему питания. В системах питания решеток желательно также обеспечивать показание о том, соединена ли или нет антенна с конкретным выходом порта микроволновой мощности, и показание о том, правильно ли соединены антенны.

На фиг.8 представлен вариант осуществления схемы мультиплексора и разветвителя мощности в соответствии с настоящим изобретением, которая обеспечивает разделение сигналов температуры от сигналов микроволновой мощности для множества аппликаторов и которая может обеспечивать оптимизацию при присоединении одного аппликатора, двух аппликаторов или трех аппликаторов. Сигналы микроволновой мощности из микроволнового генератора, не показанного, подаются в схему мультиплексора и разветвителя мощности по коаксиальному кабелю 100 обычно с 50-омным импедансом. Схема мультиплексора и разветвителя мощности обычно находится на печатной плате, выполненной из диэлектрического материала с малыми потерями, например тефлонового материала, с площадкой заземления на одной стороне и схемой, показанной на фиг.8, которая представляет токопроводящие дорожки, формирующие различные линии передачи, на другой стороне. Входной сигнал микроволновой энергии соединяется со входом в форме токопроводящей перемычки 102, которая обеспечивает секцию разветвления мощности. Данная секция направляет микроволновую энергию в четыре канала, - один канал, обозначенный позицией 104, и три идентичных канала, обозначенных позициями 114. Вдоль канала 104 находится бескорпусной конденсатор 106, который проводит микроволновую энергию, но блокирует постоянный ток, чтобы не допускать достижения постоянным током перемычки 102 разветвления мощности. Входная микроволновая мощность протекает через конденсатор 106 в выходной порт 110 схемы по линии 108 передачи. Линии 104 и 108 передачи являются 50-омными линиями передачи, которые совместно создают на электрической длине задержку распространения сигнала сто восемьдесят градусов на рабочей микроволновой частоте. Конденсатор 106 имеет низкий импеданс обычно меньше чем реактивный импеданс два Ома, чтобы не допустить рассогласования линии передачи. При этом микроволновая энергия направляется из входной линии 100 передачи в выходной порт 110 схемы. Выходной порт 110 формирует выходной порт для соединения антенны единственного аппликатора через коаксиальный кабель подачи микроволновой энергии с 50-омным импедансом, присоединенный к выходному порту 110. Данный выходной порт 110 применяют только в том случае, если со схемой мультиплексора и разветвителя мощности следует соединить только одну антенну, и иногда называют в настоящем описании выходным портом для единственного соединения.

Токопроводящая перемычка 102 разветвителя мощности соединена также с тремя идентичными другими линиями передачи, содержащими микроволновые входные секции 114, каждую с последовательно включенным бескорпусным конденсатором 112 вдоль канала, и микроволновые выходные секции 116. Аналогично конденсатору 106 каждый конденсатор 112 в микроволновой входной секции имеет низкий импеданс обычно меньше чем реактивный импеданс два Ома, чтобы допускать прохождение микроволновой энергии, но блокировать протекание постоянного тока для предотвращения достижения постоянным током перемычки 102 разветвления мощности. Общая длина микроволновой входной секции линий передачи от токопроводящей перемычки 102 разветвления мощности через конденсатор 112 вдоль канала 114 создает задержку распространения сигнала приблизительно девяносто градусов на микроволновой частоте. Чтобы обеспечить секцию согласования импеданса на входе, когда два или три аппликатора соединены с выходными портами 118 для параллельного соединения, также применяют характеристический импеданс, обычно от семидесяти до девяноста Ом от токопроводящей перемычки 102 разветвления мощности до конца канала 114 в микроволновой входной секции линий 114 передачи с конденсаторами 112. Микроволновые выходные секции 116 представляют собой 50-омные секции, которые соединяют линии 114 с выходными портами 118 для параллельного соединения, и упомянутые микроволновые выходные секции 116 обычно имеют длину для задержки распространения микроволнового сигнала на приблизительно девяносто градусов. 50-омный импеданс микроволновых выходных секций 116 обеспечивает согласование импеданса для гибких коаксиальных кабелей подачи микроволновой энергии и аппликаторов, соединенных с выходными портами 118.

Вышеописанная схема разветвителя мощности формирует согласованный по импедансу разветвитель микроволновой мощности, к которому, когда следует применить единственный аппликатор, подключение выполняют через выходной порт 110 для единственного соединения. Когда данный случай имеет место, другие три выходных порта, каждый из которых является выходным портом 118 для параллельного соединения, не соединяют с аппликатором. Длина канала от токопроводящей перемычки 102 разветвителя мощности до каждого из упомянутых выходных портов 118 для параллельного соединения эквивалентна ста восьмидесяти градусам. Микроволновая мощность, которая распространяется к упомянутым выходным портам 118 для параллельного соединения, полностью отражается обратно, когда с портами нет никакого соединения, и данная отраженная мощность отражается с тем же фазовым углом, как мощность, приходящая к данным портам, так как в данном случае имеет место разомкнутый выход. Вышеуказанное означает, что суммарная фазовая задержка мощности от токопроводящей перемычки 102 разветвителя мощности до выходных портов 118 для параллельного соединения и обратно до токопроводящей перемычки 102 разветвителя мощности составляет триста шестьдесят градусов. В таком случае данная, однозначно определяемая фазовая задержка представляется в разветвителе мощности как разомкнутая цепь. Следовательно, разомкнутые порты 118 превращают данные каналы в настроечные каналы, которые не отражают мощность, которая будет достигать входной линии 100, но будут направлять всю мощность только во входной порт 110 для единственного соединения, в единственный аппликатор, который соединен с выходным портом 110, для эффективной передачи мощности в единственный аппликатор.

Когда два или три аппликатора соединены с соответствующими выходными портами 118 для параллельного соединения, с портом 110 не будет соединен аппликатор. Задержка распространения сигнала в канале между токопроводящей перемычкой 102 разветвителя мощности и выходным портом 110 составляет также сто восемьдесят градусов. Поэтому задержка распространения сигнала до выходного порта 110 и обратно к токопроводящей перемычке 102 составляет триста шестьдесят градусов. Когда к выходному порту 110 для единственного соединения не присоединен аппликатор, данный канал также превращается в настроечный канал для микроволновой энергии. В результате, схема микроволнового мультиплексора и разветвителя мощности представляет собой согласованный по импедансу разветвитель, который автоматически обеспечивает направление мощности в соединение 1, 2 или 3 аппликатора. Возможность присоединения только одного аппликатора к одному из выходных портов 118 для параллельного соединения будет исключена, так как такое подключение будет приводить к рассогласованию по импедансу и будет вызывать неприемлемое отражение мощности во входную линию 100. Кроме того, если ни с одним из портов схемы разветвителя мощности не соединено никаких аппликаторов, то все каналы передачи оказываются разомкнутыми цепями. При этом можно применить несколько схем разветвителей мощности, чтобы обеспечить, по меньшей мере, четыре аппликатора, при необходимости. Например, если применяют две схемы разветвителей мощности, то с системой можно соединить от одного до шести аппликаторов.

Схема микроволнового мультиплексора и разветвителя мощности включает в себя также индукционную катушку или дроссель 120, 122, 124 и 128, соединенный с каждой из линий 104 и 114 передачи. Каждая из упомянутых индукционных катушек соединена через емкость с заземленным корпусом конденсаторами 128, 130, 132 и 134 соответственно. Данные конденсаторы и индукционные катушки отфильтровывают микроволновые сигналы от портов 136, 138, 140 и 142 измерения температуры, но пропускают сигналы постоянного тока из линий 108 и 114 передачи в данные порты измерения температуры. Данные порты измерения температуры соединены со схемами контроля температуры и затем к компьютеру или контроллеру системы для определения измеренного сопротивления термисторов, которые соединены с двухпроводными коаксиальными соединителями подачи микроволновой энергии аппликаторов, как изложено выше. Упомянутые температурно-измерительные сигналы постоянного тока из аппликаторов в порты измерения температуры представляют в контроллер системы результат измерения температуры, измеренной датчиками температуры в каждом из аппликаторов.

Упомянутые температурно-измерительные сигналы постоянного тока из аппликаторов в порты измерения температуры также обеспечивают в контроллер системы результат измерения того, соединены ли аппликаторы с конкретным выходным портом схемы мультиплексора и разветвителя мощности. Если аппликатор будет соединен с конкретным выходным портом схемы мультиплексора и разветвителя мощности, например выходным портом 110, то в порте 136 измерения температуры будет присутствовать сигнал температуры. В таком случае контроллеру системы будет известно, что аппликатор соединен с выходным портом 110. Аналогично, если сигнал температуры будет присутствовать в портах 138 и 142 измерения температуры, то контроллер системы будет получать данные, что два аппликатора соединены с двумя из выходных портов 118 для параллельного соединения, и будет способен идентифицировать два выходных порта, с которыми соединены аппликаторы. Если контроллер системы обнаруживает сигналы температуры в портах 136 и 138 измерения температуры, то контроллер системы распознает, что со схемой мультиплексора и разветвителя мощности соединено два аппликатора, но что аппликаторы соединены неправильно, так как один из двух аппликаторов неправильно соединен с выходным портом 110 для единственного соединения, а другой из двух аппликаторов неправильно соединен с одним из выходных портов 118 для параллельного соединения. В таком случае контроллер системы может обеспечить для пользователя системы предупредительный сигнал, указывающий, что аппликаторы соединены неправильно, что аппликатор, соединенный с выходным портом 110 для единственного соединения, следует отсоединить и соединить с одним из выходных портов 118 для параллельного соединения. Применение данной специальной схемы мультиплексора и разветвителя мощности, в дополнение к обеспечению указания, что надлежащее число аппликаторов соединено с правильными выходными портами для эффективной и желаемой подачи микроволновой мощности в соединенные аппликаторы, допускает также измерение температуры охлаждения аппликатора, чтобы определять, что текучая среда надлежащим образом протекает в каждый из соединенных аппликаторов для защиты нормальных тканей тела.

Если измерение температуры не требуется, а подключение микроволновых аппликаторов к схемам разветвителей мощности распознавать желательно, то термистор или другие температурные датчики, которые обеспечивают сигналы температуры постоянного тока, можно заменить стандартными резисторами, которые будут обеспечивать сигналы, по существу, постоянного тока подобно термисторам, чтобы указывать, что микроволновые аппликаторы присоединены к выходному порту разветвителя мощности, и указывать порт или порты, к которым присоединены аппликаторы. Резисторы, применяемые описанным способом, будут считаться эквивалентами термисторов или других температурных датчиков, которые обеспечивают сигналы постоянного тока температурных датчиков с целью обнаружения аппликатора.

Другим соображением при применении решеток из нескольких аппликаторов с охлаждением текучей средой, в которых через аппликаторы циркулирует охлаждающая текучая среда, является необходимость обеспечения источника охлаждающей текучей среды и обратной линии для охлаждающей текучей среды для каждого из аппликаторов. Чтобы быстро и удобно выполнять соединение переменного числа аппликаторов, настоящее изобретение может обеспечить систему циркуляции охлаждающей текучей среды, выполненную с возможностью соединения и обеспечения циркуляции охлаждающей текучей среды для аппликаторов от одного до предварительно заданного числа нескольких аппликаторов. Как показано на фиг.11, система циркуляции охлаждающей текучей среды в соответствии с настоящим изобретением содержит множество соединителей 166 для подачи охлаждающей текучей среды (в данном случае показано три соединителя), каждый из которых выполнен с возможностью соединения с отверстием аппликатора для впуска охлаждающей текучей среды, например впускному соединителю 158 для охлаждающей текучей среды, показанному на фиг.4. Для возврата охлаждающей текучей среды обеспечено равное множество (в данном случае три) соединителей 168, каждый из которых выполнен с возможностью соединения с выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды, например выпускным соединителям 160 для охлаждающей текучей среды, показанным на фиг.4. Каждый из множества соединителей 166 для подачи охлаждающей текучей среды включает в себя нормально закрытый запорный клапан, который открывается при подсоединении к отверстию аппликатора для впуска охлаждающей текучей среды. Данный запорный клапан предотвращает вытекание текучей среды из соединителя для подачи охлаждающей текучей среды, за исключением состояния его соединения с выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды. Каждый из множества обратных соединителей 168 для охлаждающей текучей среды включает в себя однопутевой клапан подачи, допускающий течение текучей среды только в обратный соединитель для охлаждающей текучей среды. Приведенное решение предотвращает вытекание текучей среды из системы через обратный соединитель 168 для охлаждающей текучей среды, но будет допускать протекание возвратной текучей среды в систему через данный соединитель в состоянии его соединения с выпускным соединителем 160 для охлаждающей текучей среды. Соединители 166 для подачи охлаждающей текучей среды сконфигурированы с возможностью соединения с впускными соединителями 158 для охлаждающей текучей среды, но не с выпускными соединителями 160 для охлаждающей текучей среды. Аналогично обратные соединители 168 для охлаждающей текучей среды сконфигурированы с возможностью соединения с выпускными соединителями 160 для охлаждающей текучей среды, но не с впускными соединителями 158 для охлаждающей текучей среды. Таким образом, пользователю невозможно неправильно соединить соединения охлаждающей текучей среды.

В системе на фиг.11 насос 170 для охлаждающей текучей среды всасывает охлаждающую текучую среду по линии 172 из емкости 174 для охлаждающей текучей среды и нагнетает ее по линии 176 и через устройство 178 для разветвления линии в линии 180 ко множеству соединителей 166 для подачи охлаждающей текучей среды. Каждый из обратных соединителей 168 для охлаждающей текучей среды соединен с линией 182, соединяющейся с устройством 184 для соединения линий, соединяющимся по линии 186 с емкостью 174 для охлаждающей текучей среды. Следовательно, охлаждающая текучая среда нагнетается насосом из емкости во множество соединителей 166 для подачи охлаждающей текучей среды. Охлаждающая текучая среда имеет возможность вытекать из аппликатора через обратные соединители 168 для охлаждающей текучей среды обратно в емкость 174 для текучей среды. Емкость 174 для текучей среды может иметь удобную форму стандартного пакета для внутривенных вливаний, наполненного стерильным физиологическим раствором. Упомянутый пакет обеспечивает стерильный физиологический раствор в качестве охлаждающей текучей среды.

При использовании представленной системы циркуляции охлаждающей текучей среды в соответствии с настоящим изобретением, когда применяют единственный аппликатор, один из множества соединителей 166 для подачи охлаждающей текучей среды соединен с впускным соединителем 158 для охлаждающей текучей среды единственного аппликатора, и один из множества обратных соединителей 168 для охлаждающей текучей среды соединен выпускным соединителем 160 для охлаждающей текучей среды единственного аппликатора. Данные соединения будут обеспечивать течение охлаждающей текучей среды через единственный аппликатор. Охлаждающая текучая среда не будет протекать ни через один из соединителей для подачи охлаждающей текучей среды или обратных соединителей для охлаждающей текучей среды, которые не соединены с аппликатором. Когда применяют множество аппликаторов, отдельный соединитель из множества соединителей 166 для подачи охлаждающей текучей среды соединен с впускным соединителем 158 для охлаждающей текучей среды каждого из множества аппликаторов, и отдельный соединитель из множества обратных соединителей 168 для охлаждающей текучей среды соединен с выпускным соединителем 160 для охлаждающей текучей среды каждого из множества аппликаторов. Данное решение будет обеспечивать соединение соединителя 166 для подачи охлаждающей текучей среды с каждым из впускных соединителей 158 для охлаждающей текучей среды и соединение обратного соединителя 168 для охлаждающей текучей среды с каждым из выпускных соединителей 160 аппликаторов для охлаждающей текучей среды и, тем самым, будет обеспечивать течение охлаждающей текучей среды через каждый из множества аппликаторов, присоединенных к системе. С системой подачи текучей среды могут быть соединены любое число аппликаторов, вплоть до числа соединителей для подачи охлаждающей текучей среды в системе подачи текучей среды, в данном случае трех показанных соединителей. И вновь охлаждающая текучая среда не будет протекать ни через один из соединителей для подачи охлаждающей текучей среды или обратных соединителей для охлаждающей текучей среды, которые не соединены с аппликатором. Вышеописанное решение делает систему для подачи текучей среды, которая является очень простой и удобной для клинического применения. Оператор просто соединяет сопрягающиеся фитинги от антенны к соединителям сопрягающегося типа на системе циркуляции охлаждающей текучей среды. Вход и выход имеют соединительные фитинги различного типа, чтобы исключить ошибки. Оператору всего лишь требуется соединить несколько антенн, которые следует использовать, и другие неиспользуемые фитинги остаются заблокированными для предотвращения потери охлаждающей текучей среды. Оператору не обязательно удалять и отбраковывать какие-либо компоненты или добавлять компоненты, а достаточно только соединять компоненты. Конструкция также допускает хранение и стерилизацию системы циркуляции охлаждающей текучей среды, которая выполнена так, чтобы быть пригодной для всех ее применений, с обеспечением значительного упрощения при клиническом использовании. Стандартные пакеты для внутривенных вливаний, которые формируют емкость для текущей среды, можно получать уже наполненными стерильным физиологическим раствором. В целом, система циркуляции охлаждающей текучей среды и емкость для текучей среды поставляются стерилизованными для использования в хирургических и интервенционных инвазивных процедурах.

Во многих случаях желательно поддерживать подачу микроволновой энергии в аппликатор в то время, когда аппликатор извлекают из места лечебного воздействия в теле, когда лечебное воздействие на патологическую ткань завершается. Данное требование обусловлено тем, что в некоторых случаях патологическая ткань из места лечебного воздействия может оставаться вдоль траектории ввода и вывода, что может давать начало дополнительному развитию патологической ткани. Кроме того, во многих местах тела удаление аппликатора оставляет вдоль траектории ввода открытую рану, которая будет кровоточить. Подвод тепла во время извлечения аппликатора из места лечебного воздействия обеспечивает коагуляцию ткани и кровеносных сосудов, что может предотвратить кровотечение вдоль траектории ввода. Как показано на фиг.9, узкий разделительный зазор 22 между проводящим наконечником 16 введения аппликатора и эффективным концом введения внешней проводящей втулки 18, который является концом введения токоотвода 20, обеспечивает зону высокой интенсивности микроволн в зазоре, которую можно использовать для коагуляции тканей вдоль траектории ввода, если микроволновую мощность подводят, когда микроволновую антенну извлекают из подвергаемой воздействию ткани. Хотя способы поэтапной абляции по траектории, когда аппликатор извлекают поэтапно, с микроволновым абляционным нагреванием, выполняемым на каждом этапе, известны, и хотя известно, что абляцию по траектории можно выполнять в процессе непрерывного извлечения аппликатора, эффективная непрерывная абляция по траектории требует, по существу, управляемой постоянной предварительно устанавливаемой скорости извлечения аппликатора. Упомянутую скорость сложно обеспечить при извлечении аппликатора.

Как показано на фиг.9, аппликатор в соответствии с изобретением может быть снабжен отметками 150 глубины, видимыми на внешней поверхности удлиненного корпуса аппликатора, с равными интервалами вдоль удлиненного корпуса аппликатора. Упомянутые отметки предназначены для обеспечения показания глубины проникновения аппликатора в живой организм, и упомянутые отметки расположены с равными интервалами, например сантиметровыми, вдоль участка длины удлиненного корпуса аппликатора, отметки на котором могут служить для указания глубины проникновения. Установлено, что упомянутые отметки глубины, расположенные с равными интервалами вдоль введенного стержня, можно использовать, чтобы указывать скорость извлечения аппликатора, чтобы обеспечивать эффективную коагуляцию траектории ввода. Для данной процедуры система включает в себя генератор звука, который может генерировать периодический ритмический звук. Генератор звука может, например, быть частью контроллера. Посредством координации ритмических звуков со степенью извлечения аппликатора, указываемой отметками глубины, которые показываются по мере того, как извлекают аппликатор, можно обеспечить надлежащую установившуюся скорость извлечения аппликатора, чтобы обеспечить равномерную коагуляцию тканей вдоль траектории ввода. Типичная желаемая скорость извлечения аппликатора в соответствии с изобретением составляет приблизительно пять мм в секунду при уровне мощности шестьдесят ватт. Поэтому, например, если отметки глубины расположены с интервалом один см вдоль введенного стержня, при ритме, который обеспечивает звуковой сигнал, например зуммерный сигнал, через каждую секунду ритмический звук обеспечивает указатель для извлечения со скоростью пять мм на каждый звуковой сигнал зуммера. Данный указатель обеспечивает скорость один см за две секунды (на каждые два зуммерных сигнала), чтобы гарантировать равномерную коагуляцию тканей во время извлечения для уменьшения кровотечения вдоль траектории введения. Упомянутая скорость означает, что аппликатор извлекают так, что отметка глубины показывается через каждые два зуммерных сигнала.

Установлено, что кроме отметок глубины, нанесенных через равные интервалы, целесообразно также обеспечить предупредительную отметку 152, например отметку красного или другого цвета, видимую на внешней поверхности удлиненного корпуса аппликатора в положении на известном расстоянии в направлении присоединительного конца аппликатора от участка аппликатора, который создает абляцию ткани (зоны нагревания или зоны абляции). Данное расстояние, например, может составлять приблизительно от двух до трех см от присоединительного конца зоны нагревания (для показанного аппликатора данное расстояние может составлять приблизительно пять см от конца введения аппликатора). Когда аппликатор извлекают из подвергаемой воздействию ткани, появление упомянутой предупредительной отметки указывает, что зона абляции или коагуляции по траектории подходит близко к внешней поверхности кожи (приблизительно на расстояние два или три см), чтобы извлечение аппликатора можно было остановить в желаемом положении на небольшом расстоянии от зоны кожи во избежание повреждения или коагуляции ткани в зоне кожи. Врач, извлекающий аппликатор для выполнения абляции по траектории, получит, тем самым, предупреждение о близости к поверхности кожи и сможет либо прекратить абляцию по траектории в данный момент времени, либо продолжить абляцию по траектории только на коротком дополнительном расстоянии, в зависимости от того, что, по мнению врача, обеспечит достаточную коагуляцию по траектории, а также сбережет поверхность кожи.

Хотя важным, как правило, считается исключение или уменьшение, насколько возможно, прилипания ткани, например нагретой коагулированной или аблированной ткани, к аппликатору, установлено, что какое-то прилипание может оказаться полезным для фиксации положения аппликатора в ткани, подлежащей лечебному воздействию, в течение лечебного воздействия. В одном варианте осуществления изобретения, диэлектрическая обойма 22, например, показанная на фиг.1, 2, 9 и 10, оставлена непокрытой материалом, например, покрытия из тефлона, который в другом случае покрывал бы диэлектрическую обойму 22 для уменьшения прилипания ткани, и диэлектрический материал является таким материалом, как, например, ПЭЭК (полиэфирэфиркетон), к которому будет прилипать нагреваемая ткань. Диэлектрический материал занимает относительно небольшую зону вдоль аппликатора, но при нагревании ткань будет прилипать к данному диэлектрическому материалу. Прилипание дает полезный эффект закрепления аппликатора к ткани в течение процедуры абляции. Упомянутое прилипание происходит приблизительно в первую минуту периода лечебного воздействия и способствует обеспечению закрепленного расположения антенны относительно заданной ткани, так что антенна остается в планируемом местоположении в течение остальной части периода лечебного воздействия, который обычно может составлять девять минут или более. Материал ПЭЭК является очень высокотемпературным термопластом с превосходной стойкостью к химическому воздействию. Данный материал обладает высокими механическими свойствами, с высокими прочностью при изгибе, прочностью при ударе, прочностью при растяжении, является, по существу, жестким и удовлетворительно склеивается эпоксидом. Когда аппликатор желательно извлечь (при прилипании существует сопротивление непосредственному вытягиванию аппликатора прямо из подвергаемой воздействию ткани, и такое прямое извлечение не рекомендуется), то аппликатор можно повернуть, например, на угол поворота от тридцати до сорока пяти градусов, что легко отцепляет прилипшую ткань и, тем самым, допускает удаление аппликатора.

Ограничение, обнаруженное в современных микроволновых аппликаторах, которые применяют для микроволновой коагуляции и абляции, состоит в том, что шаблон распределения энергии обычно продолжается назад вдоль аппликатора от проксимального конца желаемой зоны коагуляции и абляции, вокруг участка излучения микроволновой энергии аппликатора, к проксимальному концу аппликатора. Данный недостаток нежелательным образом продолжает зону коагуляции и абляции вдоль аппликатора к проксимальному концу аппликатора, за пределы ткани, которую требуется подвергать коагуляции или абляции, и формирует так называемый хвост. Упомянутое продолжение имеет следствием эллиптическую или каплеобразную форму профиля распределения энергии и нагревания, с зоной коагуляции и абляции аналогичной формы, тогда как желаемой формой профиля распределения энергии и зоны коагуляции и абляции является, как правило, более сферическая форма. Авторы настоящего изобретения теоретически установили, что упомянутый хвост или продолжение профиля нагревания вдоль проксимального участка аппликатора может быть вызван(о), по меньшей мере частично, обезвоживанием ткани, окружающей упомянутый проксимальный участок аппликатора, вследствие нагревания ткани, и что, если бы обезвоживание ткани можно было ослабить, то формируемый нагреваемый хвост также можно было уменьшить. По мере того, как ткань нагревают, влага изгоняется из ткани теплом, и ткань обезвоживается. По мере того как ткань обезвоживается, диэлектрическая постоянная ткани снижается, и нагревание ткани усиливается, с дальнейшим обезвоживанием и, в конечном счете, обугливанием ткани. Хотя данное нагревание и обугливание ткани не составляет проблему в желаемой зоне абляции, так как вызывает абляцию ткани, которую желают подвергнуть абляции, проблема имеет место, когда упомянутое нагревание и обугливание продолжает зону абляции в ткань, которую нежелательно подвергать абляции. Пример данного удлинения зоны нагревания, которое создает нагретый хвост, показан на фиг.12. На фиг.12 представлена числовая модель, построенная программой COMSOL компьютерного моделирования, для расчетного профиля нагревания, создаваемого микроволновым аппликатором, представленным цилиндром 200, с зоной 25 микроволнового излучения и желаемого нагревания на дистальном участке 202 аппликатора. Зона 204 представляет диэлектрическую обойму, например обойму 22, показанную на фиг.1, 2 и 10, и зона 206 представляет проводящий наконечник 16 введения, показанный на фиг.1, 2 и 10. Показанный профиль нагревания предполагает перегревание и обезвоживание до точки обугливания ткани по всей длине введения аппликатора, представляемой цилиндром 210, окружающим аппликатор 200. Диэлектрическая постоянная ткани принята постоянной, при значениях ткани печени в нормальных условиях ε=46,7 и σ=0,86 См/м, при этом окружающий цилиндр 210 представляет обезвоженную обугленную ткань со значениями для обугленной ткани, ε=5,2 и σ=0,13 См/м. Проксимальный конец аппликатора находится в верхней части фиг.12, при этом показано продолжение зоны нагревания, продолжающейся к проксимальному концу аппликатора и имеющей представленную каплеобразную форму зоны нагревания.

На фиг.13 представлена числовая модель, созданная программой COMSOL компьютерного моделирования, для расчетного профиля нагревания, произведенная тем же микроволновым аппликатором, представленным цилиндром 200, с зоной 25 микроволнового излучения и желаемого нагревания на дистальном участке 202 аппликатора. Показанный профиль нагревания предполагает перегревание и обезвоживание до точки обугливания только ткани вдоль желаемой зоны нагревания, представленной цилиндром 212 (изготовленным четыре сантиметра в длину), который продолжается немного за пределы каждого конца зоны 25 микроволнового излучения на дистальном участке 202 аппликатора. Приведенный профиль отражает ситуацию, когда ткань, продолжающаяся от проксимального конца 214 желаемой зоны 212 нагревания к проксимальному концу аппликатора в верхней части фиг.13 и называемая иногда в настоящем описании проксимальной тканью, остается влажной и не обезвоживается. И вновь диэлектрическая постоянная ткани принята постоянной при значениях ткани печени в нормальных условиях ε=46,7 и σ=0,86 См/м, при этом окружающий цилиндр 212 представляет обезвоженную обугленную ткань со значениями для обугленной ткани ε=5,2 и σ=0,13 См/м.

Сравнение фиг.12 и 13 показывает, что профиль нагревания на фиг.13, на котором проксимальная ткань остается влажной, является короче и имеет более сферическую форму с намного меньшим хвостом в направлении проксимального конца аппликатора, чем профиль нагревания на фиг.12, на котором проксимальная ткань обезвоживается. В этих моделях контурная линия 216, представляющая вычисленную температуру модели около 340 градусов K на фиг.12, охватывает 6,6 см в сравнении с 6,1 см на фиг.13, и контурная линия 218, представляющая вычисленную температуру модели около 328 градусов K на фиг.12, охватывает 8,1 см в сравнении с 6,8 см на фиг.13. Приведенные фигуры поддерживают теоретические положения авторов изобретения, удлинение профиля нагревания частично обусловлено нагреванием и обезвоживанием проксимальной ткани. Поэтому, если проксимальную ткань поддерживают в увлажненном состоянии во время лечебного воздействия, то формируемый профиль нагревания имеет более желательный сферический профиль нагревания, чем профиль нагревания, формируемый, когда ткань не поддерживают в увлажненном состоянии.

На фиг.14 приведено вертикальное сечение аппликатора, показанного фиг.10, дополнительно включающего в себя, по меньшей мере, одно отверстие, канал или прорезь 190 небольшого размера, продолжающиеся сквозь внешнюю проводящую втулку 18, что позволяет части текучей среды, циркулирующей в пространстве 82 для охлаждающей текучей среды аппликатора 14, протекать через внешнюю проводящую втулку 18 аппликатора 14 и быть впрыснутой в ткань, окружающую внешнюю проводящую втулку в зоне отверстий 190. Отверстия 190 размещены с возможностью впрыскивания охлаждающей текучей среды в ткань в области ткани, начинающейся приблизительно на проксимальном конце желаемой зоны 25 нагревания (конце желаемой зоны нагревания или первичной зоны излучения энергии в направлении присоединительного или проксимального конца аппликатора) и продолжающейся на некоторое расстояние в направлении присоединительного или проксимального конца аппликатора, представленного рукояткой на фиг.1. Расстояние вдоль аппликатора от проксимального конца желаемой зоны 25 нагревания в направлении проксимального конца аппликатора, на котором продолжается впрыскивание текучей среды, и число отверстий и конструктивная схема отверстий вокруг проводящей внешней втулки 18 представляют собой расстояние, число и конструктивную схему, которые по расчетам должны эффективно снижать или ограничивать обезвоживание ткани и снижать или ограничивать размер удлинения профиля нагревания в желаемой степени, сравнимой с удлинением профиля нагревания, создаваемого конкретным аппликатором в аналогичных рабочих условиях без впрыскивания текучей среды. Упомянутая увлажненная ткань будет именоваться проксимальной тканью, смежной с желаемой зоной нагревания. Целью впрыскивания части охлаждающей текучей среды, циркулирующей в аппликаторе, в ткань является не непосредственное охлаждение проксимальной ткани, смежной с желаемой зоной нагревания, текучей средой, а увлажнение или смачивание проксимальной ткани, смежной с желаемой зоной нагревания, настолько, что упомянутая ткань не обезвоживается. Упомянутое увлажнение проксимальной ткани препятствует обезвоживанию ткани, которое имело бы место в ином случае, и обычно поддерживает нормальную диэлектрическую постоянную данной проксимальной ткани. Данная поддержка уменьшает количество микроволновой энергии, которая распространяется вдоль проксимального участка аппликатора, показанного на фиг.14, что уменьшает количество микроволновой энергии, которая распространяется от желаемой зоны нагревания вдоль внешней проводящей втулки 18.

На фиг.15 представлено вертикальное сечение аппликатора, показанного на фиг.2, который содержит проводящий токоотвод 20 между диэлектрической обоймой 22 и внешней проводящей втулкой 18 и дополнительно включает в себя, по меньшей мере, одно отверстие, канал или прорезь 190 небольшого размера, продолжающиеся сквозь внешнюю проводящую втулку 18, как показано на фиг.14, что позволяет части текучей среды, циркулирующей в пространстве 82 для охлаждающей текучей среды аппликатора 14, протекать через внешнюю проводящую втулку 18 аппликатора 14 и быть впрыснутой в проксимальную ткань, смежную с желаемой зоной нагревания. Хотя конструктивная схема отверстий, продолжающихся сквозь внешнюю проводящую втулку 18, расположенных с удалением на короткое расстояние от непосредственного проксимального конца желаемой зоны 25 нагревания, тем не менее, в целях настоящего изобретения считается, что упомянутые отверстия находятся приблизительно на проксимальном конце желаемой зоны нагревания. Кроме того, текучая среда, впрыскиваемая в ткань, обычно будет распространяться на некоторое расстояние от отверстий в сторону непосредственного проксимального конца желаемой зоны 25 нагревания. Хотя показанное короткое расстояние от непосредственного проксимального конца желаемой зоны 25 нагревания может допускать расширение зоны нагревания на короткое расстояние к проксимальному концу аппликатора, данное короткое расстояние обычно будет незначительным. При желании концевой участок 84 с уменьшенным внешним диаметром на токоотводе 20 может быть укорочен, чтобы обеспечить возможность размещения отверстий сквозь внешнюю проводящую втулку 18 ближе к непосредственному проксимальному концу желаемой зоны 25 нагревания, или в концевом участке 84 с уменьшенным внешним диаметром на токоотводе 20 могут быть обеспечены проходы, ведущие к отверстиям сквозь внешнюю проводящую втулку 18, ближе к непосредственному проксимальному концу желаемой зоны 25 нагревания.

Варианты осуществления, показанные на фиг.14 и 15, поддерживают циркуляцию охлаждающей текучей среды в аппликатор и из него и по пространству 82 для охлаждающей текучей среды аппликатора, однако в данном случае текучей среды, вытекающей из аппликатора по обратному каналу для текучей среды, будет меньше, чем подается в аппликатор. Систему циркуляции текучей среды, например, показанную на фиг.11, можно использовать для подачи охлаждающей текучей среды в аппликатор и приема обратного потока охлаждающей текучей среды из аппликатора. В данном случае насос 170 для текучей среды будет, в общем, обеспечивать гидравлическое давление, достаточное для нагнетания небольшого количества текучей среды через отверстия 190 во внешней проводящей втулке 18 в ткань, чтобы поддерживать увлажнение проксимальной ткани, смежной с искомой зоной нагревания. Типичный расход потока охлаждающей текучей среды в пространстве для охлаждающей текучей среды внутри показанного корпуса аппликатора составляет от 20 до 40 мл/минуту. Расход, необходимый для инфузии текучей среды в ткань на введенном проксимальном участке аппликатора, в общем, меньше чем 10 мл/минуту и обычно составляет от 1 до 6 мл/минуту. Насос 170 в системе циркуляции текучей среды, показанной на фиг.11, можно, в общем, выбрать из расчета обеспечения достаточного расхода потока в группу аппликаторов, соединенных с системой циркуляции текучей среды, чтобы допускать протекание небольшого объема в ткань, при поддержке в то же время охлаждающей циркуляции через аппликатор. При желании или необходимости, в частности, когда к системе циркуляции текучей среды можно присоединять большое переменное число аппликаторов, например больше чем три, возможных с показанной системой, можно обеспечить датчики давления и/или расхода и контроллер насоса, чтобы измерять давление и/или расход потока текучей среды, подаваемой в соединенные аппликаторы, и поддерживать их на уровне, достаточном для обеспечения необходимого впрыска текучей среды в проксимальную ткань, смежную с желаемой зоной нагревания, через соединенные аппликаторы, когда с системой циркуляции текучей среды соединено большое число аппликаторов, но без обеспечения избыточных давления и введения текучей среды, когда к системе циркуляции текучей среды подсоединен всего один или небольшое число аппликаторов.

В дополнительном варианте осуществления аппликатора инфузию текучей среды в проксимальную ткань, смежную с желаемой зоной нагревания, из пространства для протекания текучей среды в аппликаторе можно обеспечивать исключением обратного канала для протекания текучей среды из аппликатора, либо посредством блокирования обратного канала для текучей среды, либо посредством устранения обратного канала для текучей среды внутри корпуса аппликатора, и обеспечением пониженного расхода потока охлаждающей текучей среды в аппликатор, например, либо посредством обеспечения насоса с пониженной подачей текучей среды, либо посредством обеспечения капельной линии с подачей текучей среды самотеком, которая является типичной при внутривенном (IV) введении текучих сред. На фиг.16 представлено вертикальное сечение, подобное сечению на фиг.14, но без выпуска охлаждающей текучей среды и без направляющей втулки 40, дополнительно включающее в себя одно или более отверстий, канал или прорезь 190 небольшого размера, продолжающиеся сквозь внешнюю проводящую втулку 18, как показано на фиг.14. Однако в данном варианте осуществления аппликатора поток охлаждающей текучей среды в пространство 82 для охлаждающей текучей среды и по данному пространству ограничен текучей средой, которая протекает через отверстия 190 в проксимальную ткань, смежную с проксимальным концом желаемой зоны нагревания. И вновь введение текучей среды в проксимальную ткань, смежную с желаемой зоной нагревания, имеет целью увлажнение или смачивание проксимальной ткани, смежной с желаемой зоной нагревания, чтобы упомянутая ткань не обезвоживалась. Данное увлажнение проксимальной ткани препятствует обезвоживанию ткани, которое происходило бы в ином случае, и обычно поддерживает нормальную диэлектрическую постоянную данной проксимальной ткани. Данная поддержка уменьшает количество микроволновой энергии, которая распространяется вдоль проксимального участка аппликатора, показанного на фиг.16, что уменьшает количество микроволновой энергии, которая распространяется от желаемой зоны нагревания вдоль внешней проводящей втулки 18. В данном варианте осуществления охлаждение аппликатора охлаждающей текучей средой, протекающей по пространству 82 для охлаждающей текучей среды вдоль внешней поверхности коаксиальной линии 26 передачи и внутренней поверхности внешней проводящей втулки 18 значительно снижается по сравнению с охлаждением, обеспечиваемым в вариантах осуществления, показанных на фиг.10 и 14, так как расход потока охлаждающей текучей среды значительно снижен. Как упоминалось, типичный расход потока внутри корпуса аппликатора, показанного на фиг.10 и 14, содержащего впуск текучей среды и выпуск текучей среды, составляет от 20 до 40 мл/минуту. Расход, необходимый для инфузии текучей среды в проксимальную ткань, смежную с желаемой зоной нагревания, меньше чем 10 мл/минуту и обычно составляет только от 1 до 6 мл/минуту. Поэтому в последнем варианте осуществления имеет место значительно меньший расход потока только в пределах от 1 до менее чем 10 мл/минуту охлаждающей текучей среды, которая протекает по пространству 82 для охлаждающей текучей среды. Однако для многих применений аппликатора упомянутый расход обеспечивает все, что требуется во время лечебного воздействия.

На фиг.17 представлено вертикальное сечение, подобное сечению на фиг.2, но без выпуска охлаждающей текучей среды и без направляющей втулки 40, и дополнительно включающее в себя одно или более отверстие, канал или прорезь 190 небольшого размера, продолжающиеся сквозь внешнюю проводящую втулку 18, как показано на фиг.15. И вновь, как в варианте осуществления, показанном на фиг.16, в данном варианте осуществления аппликатора поток охлаждающей текучей среды в пространство 82 для охлаждающей текучей среды и по данному пространству ограничен текучей средой, которая протекает через отверстия 190 в проксимальную ткань, смежную с проксимальным концом искомой зоны нагревания. Подобно тому, как в варианте осуществления, представленном на фиг.15, при желании концевой участок 84 с уменьшенным внешним диаметром на токоотводе 20 может быть укорочен, чтобы обеспечить возможность размещения отверстий сквозь внешнюю проводящую втулку 18 ближе к непосредственному проксимальному концу желаемой зоны 25 нагревания, или в концевом участке 84 с уменьшенным внешним диаметром на токоотводе 20 могут быть обеспечены проходы, ведущие к отверстиям сквозь внешнюю проводящую втулку 18, ближе к непосредственному проксимальному концу желаемой зоны 25 нагревания.

Поскольку расход потока текучей среды в аппликаторы, показанные на фиг.16 и 17, снижен до расхода, необходимого только для увлажнения проксимальной ткани, смежной с желаемой зоной нагревания, т.е. в пределах от 1 до менее чем 10 мл/минуту, то от систем подачи текучей среды, применяемых для подачи текучей среды в данные аппликаторы, требуется только подавать текучую среду со сниженным расходом потока, и не требуется обеспечивать приема возвратной текучей среды из аппликаторов. На фиг.18 схематично представлена система подачи текучей среды, аналогичная системе, показанной на фиг.11, но без обратной линии 186 для охлаждающей текучей среды и обратных соединителей 168 для охлаждающей текучей среды. Насос 170 для текучей среды выбран с расчетом подачи охлаждающей текучей среды с пониженным расходом потока обычно от приблизительно 1 до менее чем 10 мл/минуту, вместо расхода от 20 до 40 мл/минуту, обеспечиваемого насосом, показанным на фиг.11. Кроме того, поскольку управление впрыскиваемой текучей средой может быть более критично в случае при только впрыскивании текучей среды, чем при протекании текучей среды по пространству 82 для охлаждающей текучей среды, с возвратом в емкость для текучей среды, и, в частности, когда к системе циркуляции текучей среды можно присоединять большое изменяемое число аппликаторов, например больше чем три, возможных с показанной системой, то можно обеспечить датчики давления и/или расхода и контроллер насоса, чтобы измерять давление и/или расход потока текучей среды, подаваемой в соединенные аппликаторы, и поддерживать их на уровне, достаточном для обеспечения необходимого впрыска текучей среды в проксимальную ткань, смежную с желаемой зоной нагревания, через соединенные аппликаторы, когда с системой циркуляции текучей среды соединено большое число аппликаторов, без обеспечения избыточных давления и впрыскивания текучей среды, когда с системой циркуляции текучей среды соединены всего один или небольшое число аппликаторов. Следует отметить, что, поскольку система подачи текучей среды, показанная на фиг.11, включает в себя обратные соединители 168 для охлаждающей текучей среды, которые включают в себя однопутевые клапаны, которые заблокированы, если с упомянутыми соединителями не соединены обратные соединители для охлаждающей текучей среды, то данная система, показанная на фиг.11, будет действовать подобно системе, показанной на фиг.18, и может быть применена вместо системы, показанной на фиг.18, для аппликаторов, показанных на фиг.16 и 17, только с регулировкой выходных давления и расхода потока текучей среды при необходимости.

На фигуре 19 схематично представлена система подачи текучей среды без насоса или обратной линии для охлаждающей текучей среды и обратных соединителей для охлаждающей текучей среды. Система подачи текучей среды, показанная на фиг.19, использует капельную линию с подачей текучей среды самотеком, которая является типичной при внутривенном (IV) введении текучих сред. В данном случае расход текучей среды из капельной линии с подачей самотеком может быть установлен равным предварительно заданному расходу потока, который будет обеспечивать обычно желаемый расход потока от 1 до 6 мл/минуту потока текучей среды в каждый из аппликаторов, присоединенных к системе подачи текучей среды. Данный расход потока из емкости (пакета для внутривенных (IV) вливаний) для текучей среды будет регулироваться каждый раз, когда число аппликаторов, присоединенных к системе, изменяется.

В некоторых случаях, возможно, было бы желательно обеспечить микроволновую абляционную систему, которая содержит как 915-МГц микроволновый генератор, так и 2450-МГц микроволновый генератор с общим источником питания и общей системой управления, чтобы обеспечить выходные соединения для аппликатора, предназначенного для применения микроволн с 2450-МГц частотой к ткани, подлежащей лечебному воздействию, и/или для, по меньшей мере, одного аппликатора, предназначенного для применения микроволн с 915-МГц частотой к ткани, подлежащей лечебному воздействию. Система может быть такой, чтобы обеспечивать одну или другую частоту для конкретной лечебной процедуры, или может быть выполнена с возможностью обеспечения вывода обеих частот одновременно или в мультиплексном режиме, чтобы обеспечивать обе частоты, по существу, одновременно или с разделением по времени, когда одну частоту обеспечивают в течение предварительно заданного временного интервала, и затем другую частоту обеспечивают в течение предварительно заданного временного интервала. Данная система может обеспечивать применение либо 915-МГц микроволн, либо 2450-МГц микроволн в течение разных лечебных процедур или может обеспечивать как 915-МГц микроволны, так и 2450-МГц микроволны в течение одной и той же лечебной процедуры под общим управлением одной действующей системы. Обычно возможно существование нескольких опухолей, из которых некоторые являются крупными и некоторые являются мелкими. Система с комбинированной частотой допускает настройку схемы для пациента с несколькими опухолями или даже протяженными и большими участками опухолей, подлежащих лечебному воздействию с применением обеих частот одновременно, с временной коммутацией частот или последовательно с одной настройкой схемы лечебного воздействия на пациента и системой. Кроме того, система может обеспечивать независимое автоматическое управление и лечебное воздействие на разные заданные опухолевые зоны, с автоматическим управлением от общего контроллера лечебного воздействия обычно цифрового компьютера, с использованием общего интерфейса для снабжения оператора возможностями более удобного и практичного планирования, настройки и применения лечебного воздействия. Создание полностью интегрированной системы с единственным источником питания, компьютерным контроллером, дисплеем компьютерного интерфейса, программным обеспечением системы компьютерного управления и вентиляторами для обеспечения охлаждающего воздушного потока в единственный источник питания приводит, в совокупности, к значительной экономии затрат и экономии места в сравнении с отдельной системой для каждой частоты. Кроме того, система может обеспечить преимущества применения общего мониторинга и контроля температуры тканей, поддержания записей данных лечения и сокращения периодов времени воздействия седативными средствами на пациента при сокращении времени доставки лечебного воздействия. Любой аппликатор, предназначенный для применения с частотой 2450 МГц, можно соединять с выходным соединителем для вывода мощности на частоте 2450 МГц, и любой аппликатор или аппликаторы, предназначенные для применения с частотой 915 МГц, можно соединять с выходными соединителями для вывода мощности на частоте 915 МГц. Вышеописанный 915-МГц аппликатор пригоден для применения с системой, и последующее описание двухчастотной системы относится к применению описанного аппликатора в соответствии с изобретением в качестве 915-МГц аппликатора.

На фиг.20 приведена блок-схема, представляющая примерный вариант осуществления двухчастотной системы в соответствии с настоящим изобретением. Данная система включает в себя генератор 300 915-МГц сигнала и генератор 302 2450-МГц сигнала. Каждый из генератора 915-МГц сигнала и генератора 2450-МГц сигнала представляет собой отдельный узкополосный настраиваемый микроволновый генератор, который может обеспечивать относительно высокую эффективность при преобразовании входной мощности в выходную мощность обычно от 50% до 70%. Генератор, который можно перестраивать по частоте, например перестраиваемый широкополосный генератор, который можно настраивать в частотном диапазоне, который содержит 915 МГц и 2450 МГц, обычно работает с намного меньшей эффективностью по мощности от приблизительно 6% до, возможно, 20%. Таким образом, применение отдельных узкополосных настраиваемых микроволновых генераторов обеспечивает намного большую эффективность по мощности, отдаваемой в систему. Из-за низкой эффективности частотно-регулируемый генератор микроволновой мощности требует намного большей входной мощности, что означает потребность в источнике питания для подачи входной мощности в данный частотно-регулируемый генератор сигнала, с более чем в 3 раза большими размерами и с большей номинальной мощностью, чем источник питания для питания одного узкополосного генератора, и все еще намного большего, чем источник питания, способный подавать мощность в два узкополосных генератора одновременно. Чем больше источник питания, тем больше выделяется тепла, что требует более интенсивного воздушного охлаждения, сопровождаемого вентиляторным шумом, для отвода избыточного внутренне выделяемого тепла, и больше тепла выбрасывается в процедурную комнату. Повышение эффективности системы, обеспеченное повышенной эффективностью узкополосных настраиваемых микроволновых генераторов, допускает значительное уменьшение компоновки оборудования, снижение шума системы охлаждения и уменьшение количества тепла, выбрасываемого в процедурную комнату.

Хотя система может обеспечивать одновременную работу как генератора сигнала 915 МГц, так и генератора сигнала 2450 МГц таким образом, что при желании микроволновую мощность на частотах как 915 МГц, так и 2450 МГц можно подавать одновременно как в 915-МГц аппликатор или аппликаторы, так и в 2450-МГц микроволновый аппликатор, что требует от источника питания достаточной выходной мощности для одновременного питаниях обоих генераторов, когда требуется их максимальная мощность, по существу, такие же результаты можно получить путем приведения в действие единовременно только одного из генераторов микроволновых сигналов, при возможности быстрого переключения между генераторами сигналов, что снижает требования к выходной мощности источника питания и всей системы. Поскольку нагревание ткани происходит в результате поглощения в ткани средней мощности, не имеет значения, подается ли мощность в импульсном режиме, во временной последовательности или непрерывно, если средняя мощность является одной и той же, и продолжительность цикла составляет, возможно, не больше чем приблизительно 20 секунд. При использовании данной конструктивной схемы врач может установить как 915-МГц, так и 2450-МГц аппликаторы в период установки аппликаторов и подготовить систему к проведению лечебного воздействия посредством решетки 915-МГц антенн и последовательно или периодически посредством 2450-МГц антенны. Данную процедуру можно обеспечить временной коммутацией двух генераторов сигналов или переключением с ручным управлением, когда врач подготовлен к переключению на другую антенну и частоту. Данное переключение можно выполнять быстрым переходом от одного поля лечебного воздействия к другому, возможно, соседнему полю, при этом быстрое переключение будет обеспечивать для зоны абляции первого лечебного воздействия возможность сохранения своей температуры во время приложения другого лечебного воздействия, или при временной коммутации во время одной и той же процедуры вся область будет сохранять температуры абляции, обеспечиваемые переключением с временной селекцией между двумя частотными режимами, чтобы обеспечивать профиль абляции большего размера и более длинным хвостом, чем профиль, который можно получить с одной фазированной решеткой на частоте 915 МГц. Приведенный подход может также обеспечивать одновременное нагревание опухолей меньшего размера на частоте 2450 МГц, в то время как более крупные опухоли подвергают лечебному воздействию на частоте 915 МГц, посредством применения системы в режиме временной коммутации ее работы между режимами работы на двух частотах. Упомянутое переключение возможно только при обеспечении двух отдельных генераторов, к которым можно подсоединять подходящие аппликаторы посредством отдельных соединителей, и когда оба генератора работают под управлением общей системы управления.

Как указывалось выше в разделе описания существующего уровня техники, установлено, что при использовании микроволновых аппликаторов, доступных в настоящее время, когда для лечебного воздействия на ткань применяют единственный 2450-МГц аппликатор, то в ткани вокруг аппликатора создается небольшой, но почти сферический профиль нагревания. Когда применяют единственный 915-МГц аппликатор, профиль нагревания больше, но имеет эллипсоидальную форму. Кроме того, заявитель установил, что, когда применяют несколько аппликаторов по конструктивной схеме фазированной решетки с использованием частоты 915 МГц, можно создать более обширный и более сферический профиль абляции и нагревания, чем с применением решеток из нескольких антенн, работающих на частоте 2450 МГц, или чем с применением единственного аппликатора для абляции на частотах либо 915 МГц, либо 2450 МГц. Поскольку раковые опухоли, подлежащие лечебному воздействию, часто имеют, по существу, сферическую форму, то применение единственного 2450-МГц аппликатора представляется полезным, когда требуется небольшой и более сферической профиль абляции. Однако когда применяют несколько 915-МГц аппликаторов по конструктивной схеме фазированной решетки, то можно создать более обширный и более сферический профиль абляции, чем с использованием решеток из нескольких антенн, работающих на частоте 2450 МГц, или чем при абляции единственным аппликатором на частоте либо 915 МГц, либо 2450 МГц. Поэтому установили, что для создания возможности обеспечения широкого диапазона профилей абляции целесообразно обеспечить микроволновую лечебную систему, которая может обеспечивать абляцию единственным 2450-МГц аппликатором, абляцию единственным 915-МГц аппликатором и абляцию фазированной решеткой из нескольких 915-МГц аппликаторов.

Как показано на фиг.20, выход генератора 302 2450-МГц сигнала соединяют кабелем 304, например коаксиальным кабелем, с выходным портом 306 2450-МГц микроволн, например, коаксиальному кабельному соединителю, с которым можно соединять гибкий коаксиальный кабель, не показанный, чтобы соединять выход генератора 302 2450-МГц сигнала с единственным 2450-МГц аппликатором, не показанным. Выход генератора 300 915-МГц сигнала может быть соединен непосредственно с выходным портом 915-МГц микроволн, с которым может быть соединен гибкий коаксиальный кабель, чтобы соединять выход генератора 300 915-МГц сигнала непосредственно с единственным 915-МГц аппликатором. Однако данный подход будет допускать применение только одного 915-МГц аппликатора. Поскольку оказалось, что во многих случаях лечебного воздействия полезно обеспечивать решетку из множества 915-МГц аппликаторов, то, как было установлено, полезным решением является соединение выхода генератора 300 915-МГц сигнала с 915-МГц разветвителем 308 мощности. Данное подключение можно выполнить кабелем 310, например коаксиальным кабелем. 915-МГц разветвитель 308 мощности подробно описан выше и изображен на фиг.8. Такой разветвитель мощности может обеспечивать выходные порты 312, 314, 316 и 318 микроволновой мощности. Как изложено выше, до трех 915-МГц аппликаторов может быть соединено коаксиальными кабелями, не показанными, с выбранными 915-МГц выходными портами 312, 314, 316 и 318 микроволновой мощности, тем самым, соединяя до трех 915-МГц аппликаторов с помощью кабелей и выходных портов мощности с 915-МГц разветвителем 308 мощности, когда желательно подводить 915-МГц микроволновую мощность к ткани либо посредством одного аппликатора, либо посредством решетки из двух или трех аппликаторов. Один из четырех 915-МГц выходных портов, в рассматриваемом случае выходной порт 312 обеспечен в качестве выходного порта 110 для единственного соединения, показанного на фиг.8, для использования, когда применяют единственный 915-МГц микроволновой аппликатор. Единственный 915-МГц аппликатор соединяют с915-МГц выходным портом 312 микроволновой мощности гибким коаксиальным кабелем, не показанным. Три из четырех 915-МГц выходных порта, в данном случае выходные порты 314, 316 и 318, соответствующие трем выходным портам 118 для параллельного соединения, показанным на фиг.8, обеспечены в качестве выходных портов 118 для параллельного соединения для соединения 915-МГц аппликаторов либо с двумя, либо с тремя из выходных портов 314, 316 и 318 для параллельного соединения. Разветвитель мощности представляет собой согласованную по импедансу схему разветвителя, которая, как изложено в связи с фиг.8, автоматически обеспечивает направление мощности к соединению 1, 2 или 3 аппликаторов, с обеспечением, при этом согласования по импедансу между генератором 300 915-МГц сигнала и одним, двумя или аппликаторами, соединенными с 915-МГц выходными портами, чтобы обеспечивать эффективную передачу мощности из генератора в аппликатор или аппликаторы. Если желательна решетка из более чем трех аппликаторов, то в состав системы можно включить дополнительные разветвители мощности. Например, если применены два разветвителя мощности, то с системой можно соединять любое число от одного до шести 915-МГц аппликаторов. Как изложено в описании разветвителя мощности, показанного на фиг.8, температурно-измерительные сигналы из температурных датчиков в аппликаторе или аппликаторах, соединенных с разветвителем мощности, выделяются из сигналов мощности и могут применяться системой в мониторинговых, управляющих и предупредительных целях.

Генераторы сигналов управляются компьютерным контроллером 320 системы, который соединен с 2450-МГц генератором 302 интерфейсным кабелем 322 управления и контроля и с 915-МГц генератором 300 интерфейсным кабелем 324 управления и контроля. Сигналы из компьютерного контроллера 320 в каждый из генераторов управляют работой генераторов, например включением или выключением конкретного генератора и, в случае включения, уровнем мощности выходного сигнала, вырабатываемого генератором. Генераторы обеспечивают сигналы обратно в компьютерный контроллер для извещения, например, об уровне мощности в прямом направлении, т.е. уровне мощности выходных сигналов, вырабатываемых генератором, и уровнях мощности в обратном направлении, т.е. уровне любой мощности, отраженной обратно в генератор. Интерфейс 326 управления, например дисплейный экран и клавиатура или чувствительный к прикосновениям экран, соединен, например, кабелем 328 с компьютерным контроллером для передачи информации из компьютерного контроллера оператору системы и для передачи информации и команд от оператора системы в компьютерный контроллер. Компьютерный контроллер соединен также с 915-МГц разветвителем 308 мощности интерфейсным кабелем 330, чтобы предоставлять компьютерному контроллеру возможность мониторинга подключений аппликаторов к разветвителю мощности и любых сигналов датчиков, передаваемых по линиям передачи микроволновой мощности из аппликаторов в разветвитель мощности, например, сигналов из датчиков температуры аппликаторов, при использовании описанных аппликаторов в соответствии с изобретением. Если применяют другие 915-МГц аппликаторы, то данными аппликаторами могут обеспечиваться другие сигналы. Вместе с системой можно применять дополнительные другие датчики, например температурные датчики, вводимые в ткань, подлежащую лечебному воздействию. Упомянутые температурные датчики будут показывать температуру ткани в положении датчика, и измеренную температуру можно использовать как сигнал обратной связи для системы, например, для управления величиной мощности, подводимой к ткани, чтобы управлять температурой нагреваемой ткани, или обеспечивать предупреждение или выключение системы, если температура превышает предварительно заданный максимум. Если упомянутый температурный датчик размещается в ткани на внешнем краевом поле ткани, которую требуется нагревать или вблизи упомянутого поля, то упомянутый температурный датчик может показывать, когда нормальная ткань, подлежащая сохранению, приближается к состоянию перегрева настолько, что необходимо принимать предохранительные меры, например уменьшать подводимую мощность или выключать систему. Когда применяют датчики, которые передают сигналы по проводам, отдельным от линий передачи микроволновой мощности, то данные провода от датчиков можно соединять через соединители 332 с чувствительным к прикосновениям модулем 334, который может интерпретировать сигналы данных датчиков и представлять информацию в компьютерное управляющее устройство по интерфейсному кабелю 336, или данные сигналы могут быть соединены непосредственно с компьютерным контроллером. Когда один или более из аппликаторов, применяемых в системе, охлаждается, например, благодаря циркуляции охлаждающей текучей среды через упомянутые аппликаторы, как в аппликаторах, представленных в настоящем описании, то система будет включать в себя систему 340 охлаждения. На фиг.20 не показаны различные соединения между системой охлаждения и аппликаторами. Система содержит также источник 342 питания, который подает питание в каждый из компонентов системы, нуждающийся в питании, например, генераторы сигналов, компьютерный контроллер, интерфейс управления и при включении в состав системы систему охлаждения. Питание подается в компоненты системы по проводным соединениям между источником питания и конкретными компонентами, при этом упомянутые соединения не показаны на фиг.20. Кроме того, источник питания будет соединен с внешним источником питания, например, обычной розетке 110-вольтовой общей электрической сети.

При упоминании конкретных частот, например частоты 915 МГц, частота может включать в себе частоты в пределах разброса частот, разрешенных для использования. Таким образом, частота 915 МГц включает в себя 915 МГЦ плюс или минус 13 МГц.

Несмотря на то, что изобретение представлено на чертежах и поясняется выше со ссылкой на варианты осуществления изобретения, которые в настоящее время предполагаются наилучшим вариантом реального исполнения изобретения на практике, следует понимать, что в процессе доработки настоящего изобретения до создания отличающихся вариантов осуществления можно вносить различные изменения, не выходящие за пределы расширенных принципов изобретения, описанных в настоящей заявке и определяемых нижеследующей формулой изобретения.

Изобретение относится к терапии электромагнитным излучением, а именно к аппликаторам и системам для подведения электромагнитной энергии к месту лечебного воздействия. Микроволновый аппликатор содержит удлиненный корпус аппликатора, имеющий конец введения и присоединительный конец для присоединения к источнику микроволновой энергии, антенну для излучения микроволновой энергии, линию передачи микроволновой энергии, расположенную внутри корпуса аппликатора и имеющую внешнюю поверхность и внутренний проводник и внешний проводник, внешнюю электрически проводящую втулку, продолжающуюся вокруг и с зазором относительно внешней поверхности линии передачи для формирования внешней поверхности и обеспечения пространства для охлаждающей текучей среды, направляющую втулку, электрически проводящий наконечник аппликатора, электрически связанный с внутренним проводником линии передачи, и диэлектрический материал, размещенный между электрически проводящей втулкой и электрически проводящим наконечником. Второй вариант аппликатора отличается наличием одного или более отверстий для впрыскивания текучей среды для охлаждения ткани. Система микроволновой терапии содержит микроволновый генератор, коаксиальный кабель подачи микроволновой энергии, микроволновый аппликатор, контроллер системы для управления работой системы и схему разветвителя микроволновой мощности. Второй вариант системы микроволновой терапии дополнительно включает в себя систему циркуляции охлаждающей текучей среды. Третий вариант системы микроволновой терапии содержит два микроволновых генератора и контроллер системы для управления и координации работой двух микроволновых генераторов. Использование изобретения обеспечивает единообразные и прогнозируемые профили нагревания и абляции, а также эффективное охлаждение стержней аппликаторов. 5 н. и 17 з.п. ф-лы, 20 ил.

1. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма для термотерапии патологической ткани внутри ткани живого организма, при этом микроволновый аппликатор содержит:
удлиненный корпус аппликатора, имеющий конец введения для введения в область ткани живого организма и присоединительный конец для присоединения к источнику микроволновой энергии;
антенну для излучения микроволновой энергии, расположенную в направлении конца введения удлиненного корпуса аппликатора;
линию передачи микроволновой энергии, расположенную внутри удлиненного корпуса аппликатора, для проведения микроволновой энергии от присоединительного конца аппликатора к антенне, причем упомянутая линия передачи микроволновой энергии имеет внешнюю поверхность, внутренний проводник и внешний проводник;
внешнюю электрически проводящую втулку, продолжающуюся вокруг и с зазором относительно внешней поверхности линии передачи микроволновой энергии, чтобы формировать внешнюю поверхность участка удлиненного корпуса аппликатора и обеспечить пространство для охлаждающей текучей среды между внешней поверхностью линии передачи микроволновой энергии и внутренней поверхностью внешней электрически проводящей втулки;
направляющую втулку, размещенную концентрически вокруг и с зазором относительно внешней поверхности линии передачи микроволновой энергии и внутренней поверхности внешней проводящей втулки, для разделения по меньшей мере участка пространства для охлаждающей текучей среды на внутреннее пространство для охлаждающей текучей среды вдоль внешней поверхности линии передачи микроволновой энергии и внешнее пространство для охлаждающей текучей среды вдоль внутренней поверхности внешней проводящей втулки, причем упомянутое внутреннее пространство для охлаждающей текучей среды сообщается с упомянутым внешним пространством для охлаждающей текучей среды, и тем самым упомянутая направляющая втулка выполнена с возможностью направлять поток охлаждающей текучей среды внутри пространства для охлаждающей текучей среды, чтобы охлаждать линию передачи микроволновой энергии и внешнюю проводящую втулку;
электрически проводящий наконечник аппликатора, формирующий конец введения корпуса аппликатора и электрически связанный с внутренним проводником линии передачи; и
диэлектрический материал, размещенный между электрически проводящей втулкой и электрически проводящим наконечником и соединяющий их, для электрической изоляции электрически проводящего наконечника от электрически проводящей втулки и от внешнего проводника линии передачи микроволновой энергии.

2. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма по п. 1, в котором диэлектрический материал продолжается между внешней электрически проводящей втулкой и внешним проводником коаксиальной линии передачи микроволновой энергии, чтобы формировать конец пространства для охлаждающей текучей среды в направлении конца введения аппликатора.

3. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма по п. 2, в котором пространство для охлаждающей текучей среды заканчивается по длине линии передачи микроволновой энергии до достижения антенны.

4. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма по п. 1, дополнительно включающий в себя средство для впрыскивания текучей среды из удлиненного корпуса аппликатора в зону проксимальной ткани, окружающую удлиненный корпус аппликатора, смежную с и продолжающуюся проксимально от приблизительного проксимального конца желаемой зоны нагревания, чтобы поддерживать влажность в данной зоне проксимальной ткани во время термотерапии патологической ткани.

5. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма по п. 4, в котором средство для впрыскивания текучей среды из удлиненного корпуса аппликатора в область проксимальной ткани включает в себя источник текучей среды, сообщающийся с одним или более отверстиями в удлиненном корпусе аппликатора, выходящими в область проксимальной ткани.

6. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма по п. 1, дополнительно включающий в себя температурный датчик, размещенный, чтобы измерять приблизительную температуру охлаждающей текучей среды, когда охлаждающая текучая среда присутствует в пространстве для охлаждающей текучей среды во время работы аппликатора.

7. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма по п. 1, в котором антенна создает зону нагревания аппликатора для нагревания ткани, окружающей зону нагревания аппликатора, и при этом удлиненный корпус аппликатора дополнительно включает в себя отметки глубины, видимые на внешней поверхности удлиненного корпуса аппликатора и расположенные с равными интервалами вдоль удлиненного корпуса аппликатора, в качестве указателя глубины, до которой удлиненный корпус аппликатора и зона нагревания введены в живой организм, и дополнительно включает в себя предупредительную отметку, видимую на внешней поверхности удлиненного корпуса аппликатора, между зоной нагревания и присоединительным концом аппликатора и на предварительно заданном расстоянии от зоны нагревания, чтобы предупреждать пользователя во время извлечения аппликатора из тела, когда зона нагревания близко подходит к коже тела.

8. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма, при этом система содержит:
a) микроволновый генератор для вывода микроволновой энергии;
b) коаксиальный кабель подачи микроволновой энергии, связанный с микроволновым генератором, для подачи микроволновой энергии от микроволнового генератора в микроволновый аппликатор;
c) по меньшей мере один микроволновый аппликатор;
d) контроллер системы для управления работой системы; и
e) схему разветвителя микроволновой мощности, имеющую вход микроволновой мощности, соединенный с микроволновым генератором, и множество выходных портов, выполненных с возможностью соединения с упомянутым по меньшей мере одним микроволновым аппликатором посредством коаксиальных кабелей подачи микроволновой энергии, причем один из множества выходных портов является выходным портом для единственного соединения для использования, когда по меньшей мере один микроволновый аппликатор является единственным микроволновым аппликатором, соединенным со схемой разветвителя мощности, и остальные выходные порты из множества выходных портов являются выходными портами для множественного соединения для использования, когда упомянутый по меньшей мере один микроволновый аппликатор представляет собой два или более микроволновых аппликатора, соединенных с по меньшей мере двумя или более выходными портами для множественного соединения схемы разветвителя мощности, и причем выходной порт для единственного соединения согласован по импедансу и настроен для обеспечения эффективной передачи энергии при использовании единственного аппликатора, и выходные порты для множественного соединения согласованы по импедансу и настроены для обеспечения эффективной передачи энергии при использовании любого числа аппликаторов от двух до общего числа обеспеченных выходных портов для множественного соединения.

9. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма по п. 8, в которой схема разветвителя мощности включает в себя один выходной порт для единственного соединения и три выходных порта для множественного соединения, чтобы допускать присоединение единственного аппликатора к одному выходному порту для единственного соединения, двух аппликаторов к двум из выходных портов для множественного соединения или трех аппликаторов к трем из выходных портов для множественного соединения схемы разветвителя мощности, чтобы обеспечивать один, два или три аппликатора, соединенных со схемой разветвителя мощности.

10. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма по п. 9, в которой система включает в себя множество схем разветвителя мощности, соединенных с микроволновым генератором, чтобы обеспечивать больше трех аппликаторов для системы.

11. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма по п. 8, дополнительно включающая в себя температурный датчик, ассоциированный с каждым из упомянутых, по меньшей мере одним, аппликаторов, выполненный с возможностью формирования сигналов температурных датчиков, указывающих температуру, измеренную температурным датчиком, схему связи, связывающую температурный датчик с кабелем подачи микроволновой энергии и выполненную с возможностью выделения сигналов температурных датчиков из микроволновой энергии и объединения упомянутых сигналов с упомянутой энергией, посредством чего сигналы температурных датчиков передаются по коаксиальному кабелю подачи микроволновой энергии вместе с микроволновой энергией, и при этом схема разветвителя мощности является также схемой мультиплексора, связывающей контроллер с кабелем подачи микроволновой энергии и выполненной с возможностью отделения сигналов температурных датчиков от микроволновой энергии и объединения упомянутых сигналов с упомянутой энергией, посредством чего сигналы температурных датчиков, передаваемые по кабелю подачи микроволновой энергии вместе с микроволновой энергией, направляются в контроллер системы и из него.

12. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма по п. 11, в которой схема мультиплексора и разветвителя мощности отделяет сигналы температурных датчиков от микроволновой энергии для каждого выходного порта, посредством чего сигналы температурных датчиков, передаваемые по кабелю подачи микроволновой энергии вместе с микроволновой энергией для каждого аппликатора, соединенного с выходным портом, направляются раздельно в контроллер системы, и при этом контроллер системы запрограммирован определять, с какими выходными портами соединен аппликатор, принимать сигнал температурного датчика из порта, указывающий, что аппликатор соединен с данным портом, и причем контроллер запрограммирован определять на основании определения числа аппликаторов, соединенных со схемой мультиплексора и разветвителя мощности, и конкретных выходных портов, с которыми соединены аппликаторы, когда обнаружен только единственный аппликатор, соединен ли этот единственный аппликатор правильно с выходным портом для единственного соединения аппликатора и, когда обнаружено множество аппликаторов, соединено ли это множество аппликаторов правильно, только с выходными портами для множественного соединения, и обеспечивать выходной сигнал, указывающий, не ошибочно ли соединены аппликаторы.

13. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма по п. 8, в которой микроволновый генератор для выдачи микроволновой энергии выводит микроволновую энергию на частоте 915 МГц, и при этом упомянутая система дополнительно включает в себя второй микроволновый генератор для выдачи микроволновой энергии на второй частоте 2450 МГц, единственный микроволновый аппликатор второй частоты и коаксиальный кабель подачи микроволновой энергии второй частоты, связанный со вторым микроволновым генератором, для подачи микроволновой энергии из второго микроволнового генератора в микроволновый аппликатор второй частоты.

14. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма по п. 13, в которой контроллер системы управляет работой микроволнового генератора и второго микроволнового генератора.

15. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма по п. 14, в которой контроллер системы приводит в действие либо микроволновый генератор, либо второй микроволновый генератор в любое конкретное время.

16. Система микроволновой терапии для термотерапии патологической ткани внутри живого организма, при этом система содержит:
a) микроволновый генератор для выдачи микроволновой энергии;
b) коаксиальный кабель подачи микроволновой энергии, связанный с микроволновым генератором, для подачи микроволновой энергии из микроволнового генератора в по меньшей мере один микроволновый аппликатор;
c) по меньшей мере один микроволновый аппликатор, содержащий:
i) удлиненный корпус аппликатора, имеющий конец введения для введения в область ткани тела живого организма и присоединительный конец для присоединения к коаксиальному кабелю подачи микроволновой энергии;
ii) антенну для излучения микроволновой энергии, расположенную в направлении конца введения корпуса аппликатора;
iii) линию передачи микроволновой энергии, расположенную внутри удлиненного корпуса аппликатора, для проведения микроволновой энергии от присоединительного конца аппликатора к антенне, причем упомянутая линия передачи микроволновой энергии имеет внешнюю поверхность, внутренний проводник и внешний проводник;
iv) пространство для охлаждающей текучей среды внутри аппликатора;
v) впускное отверстие для охлаждающей текучей среды для соединения с источником охлаждающей текучей среды, через которое охлаждающая текучая среда подается в пространство для охлаждающей текучей среды; и
vi) выпускное отверстие для охлаждающей текучей среды для соединения с отводным отверстием для охлаждающей текучей среды, через которое охлаждающая текучая среда выводится из пространства для охлаждающей текучей среды; и
d) систему циркуляции охлаждающей текучей среды, имеющую множество соединителей для подачи охлаждающей текучей среды, каждый из которых выполнен с возможностью соединения с впускным отверстием для охлаждающей текучей среды, и множество обратных соединителей для охлаждающей текучей среды, каждый из которых выполнен с возможностью соединения с выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды, причем каждый из множества соединителей для подачи охлаждающей текучей среды включает в себя нормально закрытый запорный клапан, который открывается при соединении с впускным отверстием для охлаждающей текучей среды, для предотвращения вытекания текучей среды из соединителя для подачи охлаждающей текучей среды, за исключением состояния соединения с впускным отверстием для охлаждающей текучей среды, и каждый из множества обратных соединителей для охлаждающей текучей среды включает в себя однопутевой клапан подачи, допускающий течение текучей среды только в обратный соединитель для охлаждающей текучей среды;
е) причем, тем самым, когда по меньшей мере один микроволновый аппликатор является единственным аппликатором, один из множества соединителей для подачи охлаждающей текучей среды соединен с впускным отверстием для охлаждающей текучей среды единственного аппликатора, и один из множества обратных соединителей для охлаждающей текучей среды соединен с выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды единственного аппликатора, чтобы обеспечивать течение охлаждающей текучей среды через единственный аппликатор, и когда по меньшей мере один микроволновый аппликатор представляет собой множество аппликаторов, один из упомянутого множества соединителей для подачи охлаждающей текучей среды соединен с впускным отверстием для охлаждающей среды каждого из множества аппликаторов, и один из множества обратных соединителей для охлаждающей текучей среды соединен с выпускным отверстием для охлаждающей текучей среды каждого из множества аппликаторов, чтобы обеспечивать течение охлаждающей текучей среды через каждый из множества аппликаторов.

17. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма для термотерапии патологической ткани внутри ткани живого организма, при этом микроволновый аппликатор содержит:
удлиненный корпус аппликатора, имеющий конец введения для введения в область ткани живого организма и присоединительный конец для присоединения к источнику микроволновой энергии;
антенну для излучения микроволновой энергии, расположенную в направлении конца введения удлиненного корпуса аппликатора, причем упомянутая антенна при излучении микроволновой энергии создает первичную зону излучения энергии;
линию передачи микроволновой энергии, расположенную внутри удлиненного корпуса аппликатора, для проведения микроволновой энергии от конца введения аппликатора к антенне, упомянутая линия передачи микроволновой энергии имеет внешнюю поверхность, внутренний проводник и внешний проводник;
внешнюю электрически проводящую втулку, продолжающуюся вокруг и с зазором относительно внешней поверхности линии передачи микроволновой энергии, для формирования внешней поверхности участка удлиненного корпуса аппликатора и обеспечения пространства для охлаждающей текучей среды между внешней поверхностью линии передачи микроволновой энергии и внутренней поверхностью внешней проводящей втулки;
электрически проводящий наконечник аппликатора, формирующий конец введения корпуса аппликатора и электрически связанный с внутренним проводником линии передачи;
диэлектрический материал, размещенный между внешней электрически проводящей втулкой и электрически проводящим наконечником и соединяющий их, для электрической изоляции электрически проводящего наконечника от внешней электрически проводящей втулки и от внешнего проводника линии передачи микроволновой энергии, и
одно или более отверстий, продолжающихся сквозь внешнюю электрически проводящую втулку из пространства для охлаждающей текучей среды, для впрыскивания текучей среды из пространства для охлаждающей текучей среды в область ткани, подлежащую увлажнению, окружающую удлиненный корпус аппликатора от места, приблизительно смежного с концом первичной зоны излучения энергии, в направлении к присоединительному концу удлиненного корпуса аппликатора, и продолжающуюся в направлении к присоединительному концу удлиненного корпуса аппликатора.

18. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма по п. 17, дополнительно включающий в себя направляющую втулку, расположенную концентрически вокруг и с зазором относительно внешней поверхности линии передачи микроволновой энергии и внутренней поверхности внешней электрически проводящей втулки, для разделения по меньшей мере участка пространства для охлаждающей текучей среды на внутреннее пространство для охлаждающей текучей среды вдоль внешней поверхности линии передачи микроволновой энергии и внешнее пространство для охлаждающей текучей среды вдоль внутренней поверхности внешней электрически проводящей втулки, при этом упомянутое внутреннее пространство для охлаждающей текучей среды сообщается с упомянутым внешним пространством для охлаждающей текучей среды, и, тем самым, упомянутая направляющая втулка выполнена с возможностью направления потока охлаждающей текучей среды внутри пространства для охлаждающей текучей среды для охлаждения линии передачи микроволновой энергии и внешней электрически проводящей втулки.

19. Микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма по п. 17, в котором диэлектрический материал продолжается между внешней электрически проводящей втулкой и внешним проводником коаксиальной линии передачи микроволновой энергии для формирования конца пространства для охлаждающей текучей среды в направлении конца введения аппликатора, и при этом пространство для охлаждающей текучей среды заканчивается по длине линии передачи микроволновой энергии до достижения антенны.

20. Система микроволновой терапии для обеспечения микроволновой энергии по меньшей мере одной из множества выбираемых частот в по меньшей мере один микроволновый аппликатор для введения в ткань живого организма для термотерапии патологической ткани внутри ткани живого организма, при этом система содержит:
первый микроволновый генератор для генерации микроволновых сигналов первой частоты;
второй микроволновый генератор для генерации микроволновых сигналов второй частоты;
первый соединитель для соединения первого микроволнового аппликатора, чтобы принимать микроволновые сигналы из первого микроволнового генератора, упомянутый первый микроволновый генератор выполнен с возможностью введения в ткань живого организма и выполнен с возможностью излучения микроволновой энергии с первой частотой в ткань тела;
по меньшей мере один второй соединитель для соединения по меньшей мере одного второго микроволнового аппликатора, чтобы принимать микроволновые сигналы из второго микроволнового генератора, причем упомянутый второй микроволновый генератор выполнен с возможностью введения в ткань живого человека и выполнен с возможностью излучения микроволновой энергии со второй частотой в ткань тела; и
контроллер системы для управления и координации работой первого и второго микроволновых генераторов, чтобы обеспечивать желаемую термотерапию патологической ткани внутри ткани живого организма.

21. Система по п. 20, в которой по меньшей мере второй соединитель представляет собой множество вторых соединителей для соединения одного или множества вторых микроволновых генераторов, чтобы принимать микроволновые сигналы из второго микроволнового генератора.

22. Система по п. 21, в которой первая частота равна 2450 МГц и вторая частота равна 915 МГц.