CN102245119B - 将能量应用于身体组织的方法及装置 - Google Patents

Abstract

通过微波能量处理组织的装置和方法，用于诸如通过微波消融来破坏软组织和/或产生点状、线性、面状或块状损伤的应用。还公开了柔性低轮廓装置的各种实施例，这种装置能够以无创或微创方式***到诸如心脏组织的目标组织附近或内部。在此公开的装置包含天线，其中，对由天线产生的场轮廓进行调整和优化以用于特定临床应用。所述天线利用独特的微波性能(例如微波场与一个或多个传导性或非传导性成形元件的相互作用)来成形或重新分布微波场。

Description

将能量应用于身体组织的方法及装置

技术领域

本发明涉及可用于在患者身体上或身体内执行诊断和/或治疗手术的医疗元件(例如，微波消融天线)。

背景技术

存在对治疗若干医疗症状的改进的装置和方法的需要。可通过施加消融能量对组织进行消融来治疗包括心房颤动、癌症、月经过多、皱纹等的若干症状。虽然已有通过对组织进行消融来治疗这些症状的装置和方法，但对改进的装置和方法的需要仍未得到满足。

例如，微波天线(例如，螺旋形天线)已经被用于包括良性***增生治疗、癌症治疗等的医疗应用。很多已有的天线普遍存在例如装置轴发热和沿天线长度的不均匀损伤轮廓的缺点。因此，需要一种能够产生独特的成形微波场的微波天线来克服这些问题。若干现有技术的天线同样需要冷却机制和复杂的温度监控***来获得可接受的临床效果。

月经过多是绝经前的女性中最常见的妇科问题之一，其以月经失血过多为特征。由于其可能干扰身体活动、工作和性生活，这种症状将严重影响患病女性的生活质量。已经开发出若干旨在以微创方式破坏子宫内膜来治疗月经过多的技术。这种子宫内膜消融技术可通过诸如射频加热、子宫腔内热盐水循环、微波加热、冷冻术、激光破坏术等的多种方式实施。目前的子宫内膜消融技术中的每一种都有一些根本的局限性。例如，波士顿科技(Boston Scientific)开发的Hydrothermablator^TM装置需要子宫镜，这增加了手术的成本和复杂性，并且此装置厚而坚硬。因此，手术要求显著麻醉(通常为朦胧麻醉或全身麻醉的形式)。Novasure^TM装置也同样厚而坚硬。因此，需要大量的***来将此装置引入到子宫腔内。由于***非常痛苦，手术需要显著麻醉(通常为朦胧麻醉或全身麻醉的形式)，而且该装置价格昂贵(约$900)。因此，虽然已有各种各样的子宫内膜消融装置，但在这个巨大且正在增长的市场中，仍然需要一种小型的、灵活的、廉价的、易用的下一代装置。

诸如微波消融的若干消融形式可用于通过加热肿瘤组织来治疗固态肿瘤(例如，肝脏肿瘤)。采用微波消融***的装置较采用其他消融形式的装置具有优势，因为其可能产生更大的、均匀的块状损伤。在现有技术的微波消融装置中，微波能量通过天线被辐射并传输到肿瘤组织。消融手术的功效显著依赖于功率效率和天线的SAR和热剖面。绝大多数的现有微波消融装置源自于简单的单级天线且具有线性结构，它们的SAR和热剖面基本上为椭圆形，并且近似类似于足球形状，如图2E所示。很难在足够短的时间内采用单个单级天线对具有数厘米厚度或直径的肿瘤进行消融。对于很多与癌相关的应用，目标肿瘤具有过大的尺寸(例如，数厘米的直径)，并且单个单级天线的使用是受限的。为增加损伤尺寸而提出的方案中的一个方案涉及同时采用多个消融装置，这会增加消融***的复杂性。由于***中应用了更多数量的元件，该消融装置的总尺寸和成本也会增加。而且，这还增加了手术的侵入力和复杂性。

而且，图2F所示的SAR轮廓展示了邻近同轴电缆的末端存在大量的微波场，该同轴电缆供给辐射元件(单极天线)。因此，消融将不会精确地包含在辐射元件周围的区域内。围绕同轴电缆的末端区域的组织的一部分将会被消融。这又会带来因微波能量的健康组织受损的风险。因此，需要低轮廓的、能消融组织块而不会损伤邻近的健康组织的、改进的微波消融装置。

心房颤动(AF)是一种存在于成千上万美国人中的心脏电生理学紊乱。各种消融***(包括导管和手术工具)被用于消融心脏组织，以治疗心房颤动。在导管消融手术中，产生了作为所期望的损伤图案的一部分的若干单独的损伤。在许多现有手术中，在给定的时间内只产生单个小的点状损伤。需要多个这样的点状损伤以在患者身上获得期望的临床反应。在这样的手术中，电生理学家将消融导管的消融尖端引导至左心房上的一点处并产生第一点状消融。一旦产生第一点状消融，电生理学家将消融尖端引导至左心房上的一个新的位置处并产生第二点状消融，其一般与第一点状消融相通。这个步骤一直持续到产生期望的损伤图案为止。造成这样的多个相连的点状损伤是非常耗时且具技术挑战性的。点状消融***还存在其他的局限性。例如，在从消融尖端到新位置的移动中，末端的消融尖端可能会滑动，或以不期望的方式移动跨越目标组织。由于心脏的自然跳动，左心房的运动使得从消融尖端到新位置的移动步骤更加复杂。而且，点状消融***的用户一般采用昂贵的配套设备来提供与人体心脏结构和先前产生的损伤相关的消融部分的历史信息和当前位置信息。这种配套设备极其昂贵且需要额外的人员来操作，最终会增加手术成本。具有消融尖端部分的点状消融装置的再一个问题是存在穿孔风险。施加在消融装置上的力通过相对窄的消融尖端传输至心房壁。因此，相对窄的消融尖端在心房壁上施加相当大的压力。这又可能导致心房壁穿孔，心房壁穿孔又可能导致形成潜在致命的心食管瘘。因此，需要能够简化导管消融手术来治疗心房颤动并具有低并发症风险的改进的消融装置。

为了克服点状消融***的局限性，开发了包含一个多射频(RF)电极阵列的装置。然而，RF电极需要贯穿电极长度的极好的组织接触。这很难通过使用现有技术的传递***实现，因为现有的传递***会导致RF电极和目标组织间的不一致的接触。这种不一致的电极接触会引起贯穿被消融的凝结组织的目标长度的能量传输的可变性。这种不一致性还会产生不期望的活组织缺口，其会促进造成心房颤动或产生心房扑动、房性心动过速或其他心律失常基体的微波传播。因此，需要一种即便不能取得与目标组织的完全接触也能产生足够深的损伤的装置。

因此，虽然存在若干通过能量传递来治疗临床症状的方法和装置，但对改进的方法和装置的需求仍未得到满足。

发明内容

在此还公开了用于将能量应用于目标材料(例如组织)的本发明的若干医疗应用。可将能量应用于组织以获得多种临床上有用的效果。这些效果的例子包括但不限于：1、消融组织，以杀死或破坏组织；2、造成组织的热致变化(例如，胶原的热收缩)；3、造成人工引入的材料的热致变化(例如，注射单体的热致聚合)；4、加热组织以改变组织的新陈代谢活动(例如，加热组织以促进新陈代谢)；5、造成脂肪液化例如使微波辅助的抽脂术中的吸脂变得容易；6、造成受控组织坏死，以压实组织，从而治疗例如阻塞性睡眠呼吸暂停综合症、BPH等的症状；以及7、传递能量到组织，以改变该组织的电生理学特性。

本发明公开了使用微波能量治疗组织的装置和方法。在若干方法实施例中，微波能量用于消融组织，例如通过左心房组织的受控消融来治疗心房颤动等等。

在此公开的装置和方法可用于通过改性或不改性来产生一个或多个点状、线状、面状或块状损伤。本发明公开了多种柔性、低轮廓装置的实施例，所述装置可无创地或微创地***到目标组织内部或附近。

在此的一些实施例可概括地描述为包含诸如同轴电缆的传输线和连接到该同轴电缆的天线的微波装置。所述天线包括：1、辐射元件；2、一个或多个成形元件；以及，3、一个或多个天线电介质，其覆盖辐射元件和/或成形元件的一个或多个部分。在传输线为同轴电缆的实施例中，辐射元件可以为同轴电缆的内导体的延续或可以为电连接到同轴电缆的内导体的额外的传导性元件。辐射元件辐射微波场，该微波场的特征在于其特殊的设计。辐射出的微波场引起极化分子(例如目标组织内的水分子)的扰动。极化分子的这种扰动产生摩擦热，所述摩擦热又提高了目标组织的温度。而且，由辐射元件辐射的微波场可通过天线中的一个或多个成形元件成形或重新分布。在一个实施例中，成形元件由电传导性材料(例如，具有各种尺寸、形状、方向的一个或多个金属物体等等)制成。在这个实施例中，成形元件可电连接到传输线的外导体或屏蔽元件(例如，同轴电缆的外导体)。在一个可选实施例中，成形元件不直接与传输线的外导体或屏蔽元件(例如，同轴电缆的外导体)电连接。一个或多个天线电介质可覆盖辐射元件和成形元件中的一个或两者的一个或多个部分。天线电介质可用于改变从辐射元件和成形元件中的一个或两者到其周围的微波场的传播。天线电介质可用于改变匹配。

天线中的一个或多个额外的成形元件可用于产生在较大区域上分布的更均匀的微波场。天线中的一个或多个成形元件还可用于改善来自天线的功率沉积。辐射元件和成形元件中的一个或两者可被包围在天线电介质材料内。在此公开的若干实施例中，电连接到同轴电缆的外导体的传导性元件(例如，一段金属线)用于成形微波场。

在此描述了辐射元件和成形元件及其组合的若干实施例。可设计辐射元件和成形元件的横截面形状，以获得期望的机械和微波特性。这样的横截面形状的实例包括但不限于：圆形、卵形、长方形、三角形、椭圆形、正方形等等。通过使用在此公开的辐射元件和在此公开的成形元件的组合，可设计多种天线。可通过设计天线而有目的地成形由这样的天线发射的微波场的形状。例如，可设计天线来产生被设计为在目标器官的中心产生较深的消融并朝向目标器官的***产生较浅的消融的微波场。

可设计天线104的多种实施例，以产生SAR和/或消融轮廓的多种形状。例如，可设计天线104以产生基本上为正方形、三角形、五边形、长方形、圆形或部分圆形(例如，半圆、四分之一圆等等)、纺锤形或卵形的SAR或消融图案。

在此公开的方法和装置(例如，在此公开的线性天线)可通过使用一个或多个可操纵或不可操纵的装置被引导穿过人体并被放置在目标人体内的一个或多个位置处。在此公开的任何一种天线可包括一个或多个附件或集成元件，以使用户能够在人体中引导天线。这样的附件或元件的实例包括但不限于：集成拴绳或外部拉线以拉动装置的一个或多个区域或使装置的一个或多个区域折弯或弯曲，适于折弯或弯曲所述装置的一个或多个区域的内部拉线，一个或多个适于通过外科手术磁导航模式而***纵的元件等等。

在此公开的天线可在被放置到目标组织附近或内部之前从***结构展开为工作结构。可选择地，在被放置到目标组织附近或内部之后，天线可从***结构展开为工作结构。可通过若干方法中的一种来实现在此公开的天线的展开。在此的天线可以以完全展开的结构被引导到目标组织。在一个实施例中，可以通过剖腹手术将天线以完全展开的结构引导到腹部器官(例如肝脏)表面。在另一个实施例中，在此公开的天线通过引入器展开，其中天线在所述引入器内为压缩的低轮廓结构并且在退出所述引入器后展开为工作结构。在退出引入器后，天线可以通过下面的一种或多种展开：天线或其组件的弹性特性，天线或其组件的超弹性特性，天线或其组件的形状记忆特性，用于天线或其组件的机械展开机制的使用，使用一个或多个人体区域来改变一个或多个天线部分的形状等等。在此的天线的一个或多个部分可以为可延展的或可塑性变形的。这允许用户成形天线，以确保与目标组织的更好的接触或人体内的更好的引导。

在此公开的装置包括天线，其中由天线产生的消融轮廓被调整并优化，以用于特别的临床应用。例如，在微波天线用于消融整个腔壁或腔壁的整个周长区域的实施例中，消融轮廓可被设计为基本上消融整个腔壁或腔壁的整个周长区域，而不需要重新放置天线。在这样的实施例中，微波场可在周长上包住整个天线。例如，在微波天线用于消融组织块的实施例中，消融轮廓可被设计为基本上消融整个组织块，而不需要重新放置天线。在此的若干装置实施例中，微波天线被设计为使其消融基本上为线性的组织区域。可产生若干这样的线性损伤以形成实现期望的临床结果的损伤图案。

在此公开的天线可以是可适应的，以获得目标人体的一部分的形状或可由目标人体的一个或更多部分成形。例如，在此公开的天线可以是弹性柔性的，以适应小腔的形状或腔(腔内展开有天线)的临近壁的形状。在此公开的天线的尺寸和形状可被设计为接近诸如子宫腔的目标人体的尺寸和形状。

在此公开了细长且柔性的消融装置的若干实施例。这允许用户通过小切口或开口微创地引入这样的消融装置，甚至通过天然开口或通道无创地引入这样的消融装置。微创引入的例子包括通过脉管***的经皮引入。无创引入的例子包括从***、口或鼻孔到胃肠道的引入，从***到女性生殖***的引入，从尿道到泌尿***的引入，从耳朵、鼻孔或口到ENT***的引入等等。在此公开的装置和方法可用于消融器官或人造腔中的病变组织或健康组织或不想要的组织。在此公开的装置可通过腹腔镜检查、胸腔镜检查、膀胱镜检查、子宫镜检查或其他内窥检查的开口或仪表装置引入到器官或体腔的内部或附近。在此公开的方法可在实时监控下例如通过使用以下的一个或多个执行：直接的视觉观察、子宫镜检查、膀胱镜检查、内窥镜检查、腹腔镜检查、超声波成像、放射成像等。

可对在此公开的装置增加各种额外的特征，以赋予在此公开的装置额外的特性。这样的特征的实例包括但不限于：一个或多个管腔，将真空或吸力应用于目标人体的性能，可视化目标人体的一个或多个区域的性能，限制***到目标人体中的深度的性能，展开天线的性能，连接到能量源的性能等等。

可设计若干方法和装置的实施例以使麻醉的使用最少化，使得可能仅使用局部麻醉来实施这些方法。

在此公开的尺寸或其他工作参数可以是基于用户的输入而可调节或可编程的。用户的输入可基于诸如患者的人体数据和期望的安全和功效水平的因素，患者人体数据包括人体尺寸。

在此公开的各种微波天线和微波工程原理可用于各种非医疗应用和医疗应用。在此公开的微波天线的近场可用在诸如食物、工业产品、半导体等的目标材料上。在此公开的微波天线的近场可用于烹饪或加热食物，在工业加工中干燥和腌制产品，在半导体加工技术中用于生成用于诸如反应离子蚀刻和等离子体增强化学气相沉积(PECVD)的工序的等离子体。

附图说明

图1A示出了具有包含辐射元件和微波场成形元件的微波天线的本发明的微波消融装置的一个实施例的示意图。

图1B示出了与图1A中的实施例类似的微波消融装置的一个实施例的示意图，其中，微波场成形元件被连接到传输线中邻近于传输线末端的区域。

图1C示出了具有包含辐射元件和微波场成形元件的微波天线的本发明的微波消融装置的一个实施例的示意图。

图1D示出了穿过图1C中的消融装置的同轴电缆的一个实施例的横截面。

图1E示出了穿过同轴电缆末端的图1C中的消融装置的纵截面。

图2A和2B示出了由图2A中的装置的一个实施例生成的模拟SAR轮廓的两个侧视图。

图2C示出了由图2A中的装置的一个实施例生成的模拟SAR轮廓的俯视图。

图2D示出了具有图2A中的天线的消融装置的模拟回波损耗。

图2E和2F分别示出了由单级天线生成的模拟SAR轮廓的侧视图和俯视图。

图2G示出了由不具有成形元件114的图2A中的装置的一个实施例生成的模拟SAR轮廓的侧视图。

图2H示出了具有不带成形元件114的图2A中的天线的消融装置的模拟回波损耗。

图2I示出了与图2A中的设计类似的全功能性线性天线的照片。

图2J示出了用于展示图2I中的用于心脏内消融和其他应用的天线的实用性的实验装置。

图2K-2N示出了在组织中产生两个重叠损伤的方法的方法步骤。

图2O示出了由图2K-2N中的方法获得的两个作为结果的重叠损伤的表面视图。

图2P示出了穿过图2O中的2P-2P平面的截面图，图2O示出了两个深的重叠损伤。

图2Q和2R示出了由图2I中具有折弯的或弯曲的结构的天线产生的均匀损伤。

图3A-3D分别示出了具有线性、弯曲、闭环和螺旋形状的天线104的实施例。

图3E示出了包含可操纵或可偏转天线的消融装置的一个实施例。

图3F示出了被重新定位以消融多个目标区域的消融装置100的一个实施例。

图3G-3H示出了具有能在直的结构和折弯结构之间可逆地转换的天线的微波装置的两种结构。

图3I示出了用于利用图3G和3H中的消融装置在组织上产生小的、局部的“点状”损伤的方法的一个实施例。

图3J示出了用于利用图3G和3H中的消融装置在组织上产生线性损伤的方法的一个实施例。

图3K示出了用于利用图3G和3H中的消融装置在组织上产生环形损伤的方法的一个实施例。

图3L示出了用于利用图3G和3H中的消融装置在组织上产生圆形损伤的方法的一个实施例。

图4A和4B示出了两个对组织进行消融的方法实施例，其中，天线的辐射元件和成形元件被放置在组织的相对侧上。

图4C和4D示出了两个对组织进行消融的方法实施例，所述组织位于天线和成形元件(例如微波屏蔽罩或反射体)之间。

图5A示出了构造在印刷电路板上的天线的一部分的一个实施例。

图6A示出了适于对一块组织进行消融的、具有辐射元件和多个成形元件的消融装置的一个实施例。

图6B和6C分别示出了图6A中的天线实施例的模拟SAR轮廓的侧视图和俯视图。

图6D和6E示出了图6A中的天线实施例的热模拟的侧视图和俯视图。

图6F和6G示出了与图6A中的天线类似的天线的一个实施例在0.915GHz处的模拟SAR轮廓的侧视图和俯视图。

图6H示出了具有图6F和6G中的天线的消融装置的模拟回波损耗。

图7A示出了用于穿透身体组织并消融肿瘤的基本上为线性的天线的一个实施例。

图8A-8D示出了用于治疗静脉返流性疾病的微创疗法的方法的步骤。

图9A和9B示出了用于治疗压力性尿失禁(SUI)的内尿道***的经尿道疗法的方法。

图9C示出了用于通过能量传递装置和定位元件的结合来治疗压力性尿失禁(SUI)的内尿道***的经尿道疗法的方法实施例。

图9D示出了用于通过具有同时传递能量至较大块的组织的天线的能量传递装置来治疗压力性尿失禁(SUI)的内尿道***的经尿道疗法的方法实施例。

图10A示出了用于通过能量传递装置来治疗良性***增生(BPH)的方法的一个实施例。

图10B示出了通过将能量传递装置***通过尿道腔来治疗良性***增生(BPH)的方法的一个实施例。

图10C示出了通过将能量传递装置***尿道腔中来治疗良性***增生(BPH)的方法的一个实施例。

图11A-11C例示了使用具有可操纵或可偏转天线的微波装置来治疗胃食道返流性疾病(GERD)。

图12A示出了将天线连同表面冷却模式一起使用来改善皮肤的美容外观的一个方法实施例。

图14A示出了优化用于子宫内膜消融的微波消融装置的天线的视图。

图14B示出了穿过同轴电缆102末端的图14A中的消融装置100的截面。

图14C示出了不具有中心环的、与图14A中的天线类似的天线的视图。

图14D和14E分别示出了由具有中心环的、与图14A中的天线类似的天线生成的SAR轮廓的正视图和侧视图。

图14F示出了具有图14D中的天线的消融装置的模拟回波损耗。

图14G示出由不具有中心环的、图14D中的天线生成的SAR轮廓的正视图。

图14H示出了具有图14G中的天线的消融装置的模拟回波损耗。

图14DX和14EX分别示出了由具有中心环的、与图14D和14E中的天线类似的天线生成的SAR轮廓的正视图和侧视图。

图14I和14J示出了消融装置的微波天线形状的两个可选实施例。

图14K示出了通过平面14K-14K的图14I和14J中的微波天线的基本上为圆形的截面。

图14L示出了的通过平面14L-14L的图14I和14J中的微波天线的两个可选截面。

图14M-14O示出了包含大致成形为三角形的微波天线的消融装置的各种实施例。

图14P-14R示出了中心环的各种可选实施例。

图14S和14T示出了机械可展开天线的两种结构。

图14U示出了微波天线的一个实施例的纵向无约束且横向未压缩的结构。

图14V示出了图14U中的微波天线实施例的纵向受约束且横向未压缩的工作结构。

图14W示出了图14U和14V中的微波天线在折叠组织片内的布置。

图14X示出了图14W中的未折叠组织片和由微波天线获得的消融，所述图14W示出了图14U和14V中的微波天线的纵向受约束且横向未压缩的工作结构的布置。

图14Y示出了在图14W所示的消融之后被消融组织的未折叠视图。

图14Z示出了图14Y中的被消融组织通过平面14Z-14Z被切开的视图。

图14AA示出了图14Y中的被消融组织通过平面14AA-14AA被切开的视图。

图15A示出了优化用于子宫内膜消融的微波消融装置的天线的视图，所述天线包括单个辐射元件和两个成形元件。

图15B示出了用于消融手术的图15A中的天线在两个相对的组织表面之间的布置和所获得的作为结果的消融图案。

图15C示出了图15B中的组织的反面，用于展示透壁损伤。

图15D-15N例示了具有包含单个辐射元件和一个或多个成形元件的天线的装置的变型。

图15O-15Q示出了包含确保天线104在人体中正确展开的机制的天线104的实施例。

图16A-16D示出了可用于约束天线的变化或约束天线的形状的成形元件的一个实施例的各种视图。

具体实施方式

本说明书公开了多种天线设计、***、结构和装置及相关方法，其例示了本发明的多个方面。在此公开的多种微波天线和微波工程原理可用于各种非医疗应用和医疗应用。在此公开的微波天线的近场可用在诸如食物、工业产品、半导体等的目标材料上。在此公开的微波天线的近场可用于烹调或加热食品，在工业加工中用于干燥和腌制产品，在半导体加工技术中用于生成用于诸如反应离子刻蚀和等离子体增强化学气相沉积(PECVD)的工序的等离子体。虽然主要就一些特定的临床应用(例如消融心脏组织以治疗心律失常，子宫内膜消融)讨论了这些***、结构和装置及相关方法，但是在此公开的方法和装置也适用于其他身体结构中。这些***、结构和装置及相关方法可用于消融大脑、***、泌尿管部分、胆囊、子宫及女性生殖系的其他部分、脉管***区域、肠及下消化道的其他部分、胃及上消化道的其他部分、肝脏及其他消化器官、肺、皮肤、粘膜、肾脏、生殖器官、关节或身体的其他器官或软组织中的组织或与其相邻的组织。在此公开的装置及方法可用于治疗膝关节疾病、前交叉韧带不稳定、椎盘损伤及慢性腰背痛。在此公开的装置及方法可用于诸如收缩韧带关节囊组织来增加这些韧带上的张力从而稳定肩关节的若干关节内窥镜应用中。

在此公开的若干装置及方法可用于通过微波消融来治疗组织。虽然公开的内容中的很大部分是关于用于消融组织以杀死或损伤组织的微波装置及方法，但是微波能量可应用于组织中来获得除消融之外的其他多种临床有益效果。所述效果的例子包括但不限于：1、造成组织的热致变化(例如，热收缩或胶原的其他性质变化)；2、造成人工引入的材料的热致变化(例如，注射单体的热致聚合)；3、加热组织以改变组织的新陈代谢活动(例如，加热组织以促进新陈代谢)；4、造成脂肪液化例如使微波辅助的抽脂术中的吸脂变得容易；5、造成受控组织坏死，以压实组织，从而治疗例如阻塞性睡眠呼吸暂停综合症的症状；以及，6、传送能量到组织，以改变该组织的电生理学特性。虽然此处的若干微波发射装置的实施例被称为消融装置100，这样的微波发射装置的实施例可用于不涉及组织消融的方法。

微波消融不像RF(射频)消融那样依赖于对组织的电传导。因此，采用微波热消融的装置(例如在此公开的装置)，不需要与组织良好接触。即使不与目标组织完全接触，这些装置也能运作良好。因此，在此公开的装置不需要被非常精确地放置于组织中，由此降低了手术结果对医师技能的依赖。此处的装置被设计为具有末端微波发射部分，所述末端微波发射部分包括天线和近端轴。所述近端轴包括传输线，例如，将微波能量从微波发生器传递到微波发射部的柔性同轴电缆。所述轴可被设计为是细长的(例如，直径小于3mm)，以能够通过窄的开口引入消融装置。所述轴可被设计为是柔性的，使得在将所述消融装置引入到人体内时施加到身体组织上的力最小。所述轴的柔性性质使其在引入过程中能够具有通道的自然形状，而不是因所述装置的轴而扭曲通道。例如，当装置经子宫颈引入到子宫内时，所述轴可获得包括***、子宫颈管和子宫腔的引入通道的形状，而不是扭曲***、子宫颈管和子宫腔中的一个或多个。在此公开的同轴电缆的设计赋予所述装置轴足够的柔性，使得所述装置轴在受到来自人体的扭曲力时可以折弯大于45度。如有需要，可通过增加一个或多个涂层、遮盖物、管针和其他硬化元件来将所述装置轴制得更硬。

此处的若干实验是在0.915GHz或2.45GHz ISM的频带下进行的。在此公开的天线、方法等可在改性或不改性下用于其他频率，所述其他频率包括但不限于0.433GHz、5.8GHz等ISM频带。所述微波能量发生器可以是基于磁电管的或固态的。所述微波能量发生器可以是单频道或多频道的。用于实验的微波能量发生器包括矢量网络分析仪(安捷伦8753系列)和使用飞思卡尔(Freescale)半导体(德克萨斯州，奥斯汀)提供的晶体管的内置的放大模块。使用功率表(德克萨斯州，理查森Richardson，安立Anritsu公司的ML2438A型功率表)进行功率测量。可使用与在此公开的装置和方法类似的装置和组件来设计临床使用的微波发生器。

如有需要，在实验中使用光纤测温***(加利福尼亚州，圣克拉罗，LumaSense科技公司的FOT实验装备)来测量组织中若干位置处的温度。使用光纤测温***是因为其不具有可能会干扰微波场的金属组件。类似的非干扰性的温度计可用于测量消融手术中的一个或多个位置处的温度。

图1A示出了具有包含辐射元件和微波场成形元件的微波天线的本发明的微波消融装置的一个实施例的示意图。图1A中，微波消融装置100包括诸如同轴电缆102的传输线。天线104连接到同轴电缆102的末端。图1A示出了微波消融装置100被虚拟的传输线105分为第一区域Z1和第二区域Z2。第一区域Z1邻近于第二区域Z2。所述传输线105由同轴电缆102的末端限定，并且基本上与在同轴电缆102的末端处的同轴电缆102的轴线垂直。在图1A中示出的实施例中，同轴电缆102的末端区域整***于第一区域Z1中，天线104整***于第二区域Z2中。在一个实施例中，单微波信号通过同轴电缆102馈送到天线104。天线104产生微波场。由天线104产生的微波场的近场可用于组织消融。

在图1A中，天线104包括辐射元件112和成形元件114。辐射元件112可由各种传导性材料，例如金属、传导性聚合物、嵌有传导性粒子的材料等来制造。当微波能量通过同轴电缆102传递到天线104时，由辐射元件112发射第一微波场。所述第一微波场与成形元件114相互作用。这种相互作用在成形元件114上感应出漏电流。所述漏电流又产生第二微波场。所述第一微波场和第二微波场结合在一起产生天线104的独特的成形微波场，其在临床上比由只包含辐射元件112的天线104产生的未成形微波场更有用。因此，原始微波场因成形元件114的设计而重新分布。单独的成形元件114不能作为天线起作用，更确切地说，成形元件114成形或重新分布由辐射元件112发射的电磁场或微波场，以产生临床上改进的微波场。应该指出，辐射元件112和成形元件114之间不存在直接的电传导。天线104还包括一个或多个天线电介质116，该天线电介质116覆盖辐射元件112和成形元件114中的一个或两者的一个或多个部分。在图1A中，天线电介质116覆盖辐射元件112的近端部分。在此公开的任何天线电介质116可用于成形微波场并优化天线104的性能。在此公开的任何天线电介质116可由一个或多个传导的聚合物来替换。

微波场耦合到最近的传导性路径。现有技术的单极天线中，如在图2E中所示出的，最近的传导性路径由传输线的屏蔽元件提供(例如，馈送同轴电缆102的外导体106)。这造成天线104和传输线102之间的连接点处的微波场的强烈集中。然而，在在此公开的天线104的若干实施例中，最近的传导性路径由成形元件114提供。因此，所述微波场耦合到成形元件114，而不是耦合到传输线的屏蔽元件上(例如，馈送同轴电缆102的外导体106)。因此，最少的微波场近端地耦合到传输线的屏蔽元件。这又产生了独特的成形的或重新分布的微波场，其不显著地延伸靠近天线104，如图2A、2M、6B、6F和14D中所示。而且，辐射元件112和成形元件114的结合改进了天线104的功率沉积。

在此公开的天线可包括一个或多个由各种传导性材料(例如，金属、传导性聚合物、嵌有传导性粒子的材料等)制成的成形元件114。这样的成形元件114可包括一个或多个电介质层，以使成形元件114与周围组织隔离。这样的成形元件114的例子包括但不限于：金属元件的直的或弯曲段、环形或卵形形状的元件、多边形形状的元件(例如，三角形、正方形、四边形、五边形等)、由一个或多个电传导的接合点结合在一起的多个元件、由非电传导的接合点结合在一起的多个元件、具有多个曲线的元件、对称排列的元件段、不对称排列的元件段等。

图1A中示出的实施例中，天线104的宽度基本上大于同轴电缆102的宽度。在一个实施例中，辐射元件112是同轴电缆102的内导体108的延续。在一个实施例中，成形元件114由电传导性材料(例如金属)制成，并且电连接到同轴电缆102的外导体106的一个区域。在一个可选实施例中，天线104包括一个或多个与外导体106电隔离的传导性成形元件114。在这个实施例中，一个或多个成形元件114作为天线104的无源辐射器或寄生元件起作用。在一个实施例中，成形元件114被设计为用作微波屏蔽元件和/或微波反射元件。

天线104的实施例可被设计为使其中的辐射元件112不具有尖锐的角。辐射元件112中的尖锐的角会使得场集中于该尖锐的角附近。因此，本发明的实施例可被设计为具有最低限度的尖锐的角或者不具有尖锐的角，以防止不必要的集中的微波场区域。

天线104可被设计为具有基本上近似于待消融的目标组织的形状。在一个实施例中，天线104具有特别适合用于子宫内膜消融的大致上三角形的形状。在另一个实施例中，天线104具有大致上线性的形状，所述形状特别适合用于组织的线性区域的消融，例如，用于在左心房中产生线性损伤。

而且，天线104可被设计为足够柔软，使得在人体中引入和展开天线104的过程中以及之后，人体只感受到来自天线104的轻微的力。这可通过设计包含一个或多个柔性辐射元件112、一个或多个柔性成形元件114以及一个或多个柔性天线电介质材料的天线104实现。足够柔软的天线可减少对健康组织的损伤，也能潜在减少在引入和展开的过程中患者感受到的痛苦。天线104可以以压缩结构的形式通过小的管腔被引入。压缩结构降低了天线104的整个轮廓。辐射元件112和成形元件114在压缩结构下比在非压缩结构下更靠近彼此。这使得可通过窄的导管、轴、引入器以及其他引入装置引入天线104。而且，这使得通过人体内天然或人工造成的小的开口引入天线104成为可能。而且，天线104可被设计为具有防止损伤的末端，其中，天线104的末端区域较宽和/或足够柔软，以减少组织穿孔的风险。天线104的柔性特性使得天线104在引入过程中具有引入通道的自然形状，而不是扭曲所述通道。例如，在将天线104通过脉管***经由股静脉进口引入到心腔内时，柔软的天线104可通过所述引入通道而容易地引入，所述引入通道包括股静脉进口位置、股静脉以及下腔静脉。

在一个实施例中，从同轴电缆102或其他传输线的末端直到辐射元件112的末端，沿辐射元件112测得的辐射元件112的长度是433MHz ISM频带、915MHz ISM频带、2.45GHzISM频带和5.8GHz ISM频带中的一个处的有效波长的1/4的奇数倍。例如，辐射元件112的长度可以是915MHz ISM频带处的有效波长的四分之三。有效波长取决于环绕天线的介质和辐射元件112上的电介质遮盖物的设计。电介质遮盖物的设计包括诸如电介质的类型和电介质层的厚度的特征。辐射元件112的准确长度可被设计为获得良好的阻抗匹配。

在此处的任何一个实施例中，辐射元件112的近端部分可以是同轴电缆102的内导体108的延续。在此处的任何一个实施例中，辐射元件112的近端部分可被设计得更硬，并且具有比辐射元件112的末端部分更强的机械强度。在一个这样的实施例中，辐射元件112是同轴电缆102的内导体108的延续，并且同轴电缆102的电介质材料110保持在辐射元件112的近端部分上。在另一个实施例中，辐射元件112的近端部分通过在其上涂覆电介质层而被制造得更硬。

在此处的任何一个实施例中，辐射元件112的一个或多个外表面可由一层或多层天线电介质116所覆盖。，可设计天线电介质116沿辐射元件112的长度的厚度和类型，以改变和优化天线104的微波性能。例如，覆盖辐射元件112的一个或多个天线电介质116可被用于成形微波场并优化天线104的性能。覆盖辐射元件112的所述一个或多个天线电介质116可被用于通过改变辐射元件112的邻近区域中的局部电介质环境来成形微波场。在此处的任何一个实施例中，可用一些天线电介质116来覆盖辐射元件112的每个部分，以使得辐射元件112的金属表面不会暴露于组织。由此，辐射元件112可与组织电绝缘。因此，在这样的实施例中，辐射元件112能够将微波场传输到组织内，但不能够向组织传导电。因此，在这样的实施例中，辐射元件112和成形元件114之间不存在电传导或传导性路径。而且，在这样的实施例中，辐射元件112和周围组织之间不存在电传导或传导性路径。可用于设计一个或多个在此公开的实施例的电介质材料的实例包括但不限于：EPTFE、PTFE、FEP和其他氟聚合物、有机硅、空气(Air)、PEEK、聚酰亚胺、氰丙烯酸酯、环氧树脂、传导性(conduc)天然或人工橡胶及其组合物。在一个实施例中，辐射元件112的近端部分上的电介质是同轴电缆102的电介质110的延续。辐射元件112上的电介质的厚度可沿辐射元件112的长度变化。而且，辐射元件112上的电介质的横截面可以不是径向对称的。可设计各种结构的电介质，以获得期望的消融轮廓以及期望的阻抗匹配或功率系数。在一个实施例中，整个辐射元件112被有机硅电介质所覆盖。用于涂覆辐射元件112的末端部分的有机硅层可比用于涂覆辐射元件112的近端部分的有机硅层薄。较薄的有机硅电介质可用于补偿一般存在于微波天线的末端部分的较低的场强。由此，沿辐射元件112的长度的微波场更均匀。在辐射元件112周围具有有机硅电介质的一个装置实施例中，辐射元件112由金属材料制成，并且辐射元件112的末端区域的金属材料的周长大于辐射元件112的近端部分的金属材料的周长。这使得有机硅电介质在辐射元件112的末端部分处比在近端部分处伸展得更多。这又造成了辐射元件112的末端部分处的电介质层比在辐射元件112的近端部分处的更薄。在另一个实施例中，整个辐射元件112由具有均匀的横截面的单个金属导线段制成。在这个实施例中，可使用具有变化的厚度的管状有机硅电介质片来覆盖辐射元件112。所述管状有机硅电介质用于覆盖辐射元件112，使得围绕辐射元件112末端部分的有机硅电介质层较薄，而围绕辐射元件112的近端部分的有机硅电介质层较厚。

在此处的任何一个实施例中，辐射元件112的形状可与成形元件114的形状相同或不同。而且，在此处的任何一个实施例中，辐射元件112和成形元件114都可以是非线性的。而且，在此处的任何一个实施例中，辐射元件112和成形元件114可以彼此不平行。

图1B示出了与图1A中的实施例类似的微波消融装置的一个实施例的示意图，其中，微波场成形元件被连接到传输线的邻近于传输线末端的区域。本实施例与图1A中的实施例的区别在于，在图1A中，成形元件114被连接到传输线的末端。在图1B示出的装置的一个实施例中，成形元件114是金属的并且电连接到同轴电缆102的外导体106的一个区域。

在图1A和1B中，由于辐射元件112跟内导体108电接触，存在从内导体108延伸直到辐射元件112末端的第一电传导路径。在成形元件114由传导性材料制成并电连接到同轴电缆102的外导体106或其他传输线的实施例中，存在从外导体106延伸直到成形元件114末端的第二电传导路径。在这样的实施例中，虽然有两个从第一区域Z1延伸到第二区域Z2的传导性路径，这两个传导性路径在第一区域Z1和第二区域Z2中的设计、材料和微波性能可大不相同。例如，第一传导性路径在第一区域Z1中的区域由同轴电缆102的电介质110包围，然而第一传导性路径在第二区域Z2中的区域可由一种或多种电介质材料包围或由诸如目标组织的人体区域包围。而且，在图1A和1B中，第一区域Z1中的微波场基本上被限制在同轴电缆102的内导体108和外导体106之间。然而，在第二区域Z2中，微波场不被限制在在辐射元件112和成形元件114之间。而且，在第一区域Z1中，同轴电缆102的外导体106对称地围绕内导体108设置，并且与内导体108具有基本上恒定的距离。然而，在第二区域Z2中，辐射元件112和成形元件114不是相对于彼此对称设置的，并且辐射元件112和成形元件114之间的距离在整个第二区域Z2内是可以是恒定的或不恒定的。而且，同轴电缆102的外导体106的方向与第一区域Z1中的内导体108平行。但是在第二区域Z2中，辐射元件112和成形元件114可彼此平行或彼此不平行。然而，辐射元件112和成形元件114可都具有平面形状。在一个这样的实施例中，包含辐射元件112的平面基本上平行于包含成形元件114的平面。在第一区域Z1中，同轴电缆102的外导体还用作第一区域Z1中微波场的屏蔽罩，而在第二区域Z2中，成形元件114可用作或不用作第二区域中微波场的屏蔽罩。在第一区域Z1中，外导体106和内导体108之间的距离可基本上小于第二区域Z2中辐射元件112和成形元件114之间的距离。

图1C示出了具有包含辐射元件和微波场成形元件的微波天线的本发明的线性微波天线的一个实施例的侧视图。在图1C所示的实施例中，本发明的新型微波场成形技术被用于改善螺旋形天线的性能。获得的天线可用于沿天线长度产生均匀的损伤，而不会对传输线周围的组织产生不利的影响。在图1C中，微波消融装置100包括诸如同轴电缆102的传输线。天线104被连接到同轴电缆102的末端。在图1C示出的实施例中，天线104的宽度与同轴电缆102的宽度基本上相同。图1C示出了微波消融装置104由虚拟的传输线105分为第一区域z1和第二区域Z2。第一区域Z1邻近于第二区域Z2。图1C中的传输线105由同轴电缆102的末端限定，并且在同轴电缆102的末端处基本上垂直于同轴电缆的轴。在图1C示出的实施例中，同轴电缆102的末端区域整个位于第一区域Z1内，并且天线104整个位于第二区域Z2内。在一个实施例中，单个微波信号通过同轴电缆102馈送到天线104。天线104产生微波场。由天线104产生的微波场的近场可用于获得期望的临床结果，例如消融组织。图1C中，天线104包括辐射元件112和成形元件114。在一个实施例中，辐射元件112是同轴电缆102的内导体108的延续。成形元件114成形由辐射元件112发射出的微波场。在一个实施例中，成形元件114由电传导材料，例如金属或传导性聚合物制成，并且被连接到同轴电缆102的外导体106的一个区域。在一个可选实施例中，传导性成形元件114与外导体106电隔离。在这个实施例中，成形元件114作为天线104的无源辐射器或寄生元件起作用。在这个电隔离的实施例中，成形元件114吸收辐射元件112辐射出的微波并再辐射微波。应该指出，辐射元件112和成形元件114之间没有直接的电传导。图1C中，当微波能量通过同轴电缆102传递到天线104时，由辐射元件112发射出第一微波场。这个第一微波场是小直径(天线直径D远小于微波波长)螺旋形天线的普通模式的微波场。第一微波场与成形元件114相互作用。这种相互作用在成形元件上感应漏电流。漏电流又产生第二微波场。由于成形元件114的细长的形状，第二微波场是细长的轴向模式的微波场。第一微波场和第二微波场结合在一起产生天线104的独特的成形微波场，其在临床上比由只包含辐射元件112的天线104产生的未成形微波场更有用。因此，原始微波场因成形元件114的设计而重新分布。单独的成形元件114不能作为天线起作用，更确切地说，成形元件114成形或重新分布由辐射元件112发射的电磁或微波场，以产生临床上改进的微波场。应当指出，图1C中的辐射元件112和成形元件114之间不存在直接的电传导。

而且，成形元件114的特殊设计可用于改善包含辐射元件112的天线104的功率沉积。成形元件114可由一个或多个非绝缘或绝缘元件制成。这种元件的实例包括但不限于：金属元件的直的或弯曲的段、环形或卵形形状的元件、多边形形状的元件(例如，三角形、正方形、四边形、五边形等)、由电传导的接合点结合在一起的多个元件、由非电传导的接合点结合在一起的多个元件、具有多个曲线的元件、对称排列的元件段、不对称排列的元件段、包含外涂层或非传导的材料层的元件等。

本发明的实施例可被设计为：其中单个元件，例如辐射元件112具有最低限度的尖锐的角或不具有尖锐的角，以避免不必要的集中的微波场区域。

天线104可被设计为具有基本上近似于待消融的目标组织的形状或待产生的损伤的形状。在一个实施例中，天线104具有特别适合用于子宫内膜消融的大致上三角形的形状。在另一个实施例中，如图1C中所示，天线104具有大致上线性的形状，其特别适合用于组织的线性区域的消融，例如，用于在左心房中产生线性损伤。

在图1C中，辐射元件112的表面被包围在一层或多层电介质材料内。对沿辐射元件112的长度的电介质材料的厚度和类型进行工程设计，以优化微波场形状。因此，一个或多个覆盖辐射元件112的电介质材料也可用作非传导的成形元件来成形微波场。所述一个或多个覆盖辐射元件112的电介质材料通过改变辐射元件112的邻近区域中的局部电介质环境来成形微波场。在这个实施例中，辐射元件112的每个部分覆盖有一些电介质材料，以使辐射元件112的金属表面不会暴露于组织。因此，在这个实施例中，辐射元件112与组织电绝缘。因此，在这个实施例中，辐射元件112能够将微波场传输到组织内，但不能够向组织传导电。因此，在这个实施例中，辐射元件112和成形元件114之间不存在电传导或传导性路径。而且，在这个实施例中，辐射元件112和周围组织之间不存在电传导或传导性路径。在一个实施例中，辐射元件112的近端部分上的电介质是同轴电缆102的电介质110的延续。辐射元件112上的电介质的厚度可沿辐射元件112的长度变化。而且，辐射元件112上的电介质的横截面可以不是径向对称的。

在图1C的实施例中，辐射元件112由螺旋状设置的金属导体段制成。该螺旋状可以是沿螺旋的长度以恒定的螺距和恒定的直径对称的。在一个实施例中，用于构成辐射元件112的导体的直化长度大约是915MHz处的有效波长的3/4。在可选的实施例中，这个长度可以是在433MHz ISM频带、915MHz ISM频带、2.45GHz ISM频带和5.8GHz ISM频带中的一个处的有效波长的1/4的奇数倍。虽然在图1C中，辐射元件112具有大约19个圈，消融装置100的实施例可构造为使其中辐射元件112具有大约1至30个圈。螺旋形辐射元件112的螺距可在0.3mm和20mm之间的范围内。辐射元件112可由选自包含镍钛诺、不锈钢或铜的组的金属元素或合金制成。辐射元件112在其外表面上可包括诸如Ag、Au的传导性金属的镀层。用于构成辐射元件112的金属导体可具有圆形的、卵形的、矩形的或正方形的横截面。在一个实施例中，用于构成辐射元件112的金属导体具有直径为0.5mm+/-0.4mm的圆形横截面。在另一个实施例中，用于构成辐射元件112的金属导体具有横截面尺寸为10mm+/-9.5mm×0.5mm+/-0.4mm的矩形横截面。在具有矩形横截面的辐射元件的另一个实施例中，横截面尺寸为1mm+/-0.3mm×0.1mm+/-0.05mm。在一个可选实施例中，辐射元件112由基本上以二维结构设置的金属导体段制成。例如，所述金属导体段可设置为基本上波浪的或Z字形或蜿蜒的结构。在图1C的实施例中，辐射元件112围绕成形元件114对称设置，并且部分或全部包围成形元件114。成形元件114可由线性或螺旋形的金属导体段构成。沿天线104的长度，成形元件114的外径可以是均匀或不均匀的。在图1C示出的实施例中，成形元件114由基本上线性的金属导体段构成。成形元件114可由选自包含镍钛诺、不锈钢或铜的组的金属元素或合金制成。成形元件114在其外表面上可包括诸如Ag或Au的传导性金属的镀层。用于构成成形元件114的金属导体可具有圆形、卵形、矩形或正方形的横截面。在一个实施例中，用于构成成形元件114的金属导体具有直径为0.5mm+/-0.3mm的圆形横截面。在另一个实施例中，用于构成金属导体的成形元件114具有尺寸为0.5mm+/-0.3mm×0.5mm+/-0.3mm的矩形横截面。天线104在辐射元件112和成形元件114之间还包括一个或多个天线电介质116。在一个实施例中，天线电介质116足够柔软，以形成柔性天线104。天线104的柔性允许天线104在临床使用中从基本上线性的结构折弯为基本上非线性的结构，反之亦然。天线104的柔性还允许天线104在临床使用中相对于传输线的末端折弯。这又允许用户通过诸如血管的弯曲的或非线性的引入路径将天线104引入到目标位置。在一个实施例中，天线电介质116足够硬，以形成足够硬的天线104。天线104的硬度防止天线104在临床使用中折弯。这又使得用户能够使用天线104刺穿或穿透组织(例如图7A中示出的肿瘤组织)。可用在辐射元件112和成形元件114之间的电介质的实例包括但不限于：EPTFE、PTFE、FEP和其他氟聚合物、有机硅、空气(Air)、PEEK、聚酰亚胺、天然或人工橡胶及其组合物。另外，整个天线104可由电介质覆盖或包裹。可用于覆盖或包裹天线104的电介质的实例包括但不限于：EPTFE、PTFE、FEP和其他氟聚合物、有机硅、PEEK、聚酰亚胺、天然或人工橡胶及其组合物。天线电介质116可包括一层或多层这样的电介质。用于覆盖或包裹天线104的电介质可以是多孔的或非多孔的。在图1C中，天线104的长度在10mm和80mm之间。在图1C中，天线104的宽度在1mm和40mm之间。在一个具体实施例中，天线104具有45mm+/-7mm的长度和2mm+/-0.5mm的宽度。辐射元件112电连接到同轴电缆102的内导体108。这可通过例如，将辐射元件112焊接或电阻焊接到内导体108的方式实现。成形元件114电连接到同轴电缆102的外导体106。这可通过例如，将成形元件114焊接或电阻焊接到外导体106的方式实现。天线104可以是松软的、柔软的或基本上坚硬的。天线104可具有延展性或具有形状记忆特性或弹性或超弹性特性。天线104的末端可以是防止损伤的。天线104可被设计为使其长度可调。例如，可增加或减少天线104的长度，以增加或减少消融区域的长度。在这个实施例中，成形元件114可具有螺旋形或基本上波浪形或Z字形或蜿蜒的结构。可在操作中或操作前增加或减少天线104的长度。在一个实施例中，辐射元件112和成形元件114中的一个或两者是柔性电路的一部分并且使用公知的技术制得。

在图1C中，辐射元件112的形状与成形元件114的形状不同。而且，在图1C中的实施例中，辐射元件112是非线性的。还是在图1C中的实施例中，成形元件114基本上是线性的。然而，辐射元件112和成形元件114大体上定向为使得它们的轴彼此平行。天线104的可选实施例可被设计为使其中的辐射元件112基本上为线性。天线104的可选实施例可被设计为使其中的成形元件114基本上为非线性。天线104的可选实施例可被设计为其中的辐射元件112和成形元件114大体上被定向为使得它们的轴不平行。

虽然在图1C的实施例中成形元件114被连接到同轴电缆102的末端，但是天线104的其他实施例可被设计为使其中的成形元件114被连接到同轴电缆102的除其末端以外的其他区域。例如，在一个可选实施例中，成形元件114为金属并电连接到邻近于同轴电缆102的末端的、同轴电缆102的外导体106的一个区域。

在图1C中，由于辐射元件112与内导体108电接触，存在从内导体108延伸直到辐射元件112的末端的第一电传导路径。在成形元件114由传导性材料制成并电连接到同轴电缆102的外导体106的实施例中，存在从外导体106延伸直到成形元件114的末端的第二电传导路径。在这样的实施例中，虽然存在从第一区域Z1延伸到第二区域Z2的两个传导性路径，但如前所述地，这两个传导性路径在第一区域Z1和第二区域Z2中的设计、材料和微波特性可大不相同。在第一区域Z1中，同轴电缆102的外导体106围绕内导体108对称设置并与内导体108具有恒定的距离。然而，在第二区域Z2中，辐射元件112围绕成形元件114对称设置并与成形元件114具有恒定的距离。在第一区域Z1中，同轴电缆102的外导体106总是用作第一区域Z1中微波场的屏蔽罩，然而在第二区域Z2中，成形元件114可用作或不用作第二区域Z2中微波场的屏蔽罩。

图1D示出了穿过可用于图1C中的消融装置100和用于在此公开的其他消融装置100的同轴电缆102的一个实施例的截面。在一个实施例中，在此使用的同轴电缆102是柔性的，并且包括由Ni含量为56％+/-5％的镍钛诺制成的内导体108。内导体108的外径为0.0172”+/-0.004”。内导体108具有诸如Ag或Au的高传导性金属的覆层或镀层120。在一个实施例中，内导体108包括厚度为0.000250”+/-0.000050”的银覆层120。覆层120又被电介质材料110所围绕。在一个实施例中，电介质材料110由膨胀的PTFE制成，并且具有0.046”+/-0.005”的外径。电介质材料110又被外导体106所围绕。外导体106用作针对由内导体108传输的微波信号的屏蔽元件。而且，外导体106屏蔽了来自外部噪声的通过内导体108传输的微波信号。在一个实施例中，外导体106包括多股镀有Ag的Cu线。设置外导体106的所述多股，使得外导体106的外径为0.057”+/-0.005”。外导体106又被外套18所覆盖。在一个实施例中，外套118由PTFE制成，并且具有0.065”+/-0.005”的外径。因此，同轴电缆102的外径小于大约2mm。柔性同轴电缆102的低轮廓具有极大的临床优点，因为其可通过窄的和/或弯曲的人体路径或引入装置管腔***。在一个实施例中，通过在同轴电缆102外增加一个或多个诸如包围的硬化装置外套、织带或硬化层的硬化或强化元件来硬化或强化包含同轴电缆102的轴。在一个实施例中，通过在天线104内或外增加一个或多个诸如外套、织带或层的硬化或强化元件来硬化或强化天线104。

图1E示出了穿过同轴电缆102末端的图1C中的消融装置100实施例的纵截面。在图1E中，同轴电缆102的本体在外导体106的末端终止。图1E中的传输线105位于外导体106的末端处，并且基本上与外导体106的末端处的同轴电缆102的轴垂直。同轴电缆102的外套118在邻近外导体106末端一段距离处终止。附着到内导体108的末端的传导性元件形成辐射元件112。在一个实施例中，辐射元件112的近端电连接到内导体108的末端。在一个实施例中，辐射元件112的近端焊接到内导体108。在另一个实施例中，辐射元件112的近端激光焊接到内导体108。辐射元件112的近端可以以多种结构电连接到内导体108，包括但不限于搭接和对接。成形元件114的近端电连接到外导体106的一个区域。在一个实施例中，成形元件114的近端电连接到外导体106的末端。在一个实施例中，成形元件114的近端焊接到外导体106。在另一个实施例中，成形元件114的近端激光焊接到外导体106。成形元件114的近端可以以多种结构电连接到外导体106，包括但不限于搭接和对接。

图2A和2B示出了由图1C中的装置实施例生成的模拟SAR轮廓的两个侧视图。图2C示出了由图1C中的装置实施例生成的模拟SAR轮廓的俯视图。图2C展示了由图1C中的装置实施例生成的模拟SAR轮廓基本上为径向对称的，并且在周长上包住整个天线104。图2A和2B展示了由图1C中的天线104生成的微波场基本上被限制在第二区域Z2。在包含同轴电缆102的第一区域Z1中存在微小量的微波场。因此，微波场和同轴电缆102末端部分之间的后向耦合可以忽略。这又减少了消融邻近于同轴电缆102末端的组织的危险。而且，与可比较的单极天线相比，微波场沿天线104的长度基本上均匀。因此，由图2A和2B中的微波场形成的损伤将会是均匀的且基本上定位在天线104的范围内。而且，图2A和2B显示出微波场在体积上包住整个天线104。因此，可设计在915MHz和其他微波频率下工作的线性天线104的实施例，其能够产生具有大于35mm的损伤长度的均匀、对称、连续的线性损伤。

在可选实施例中，SAR轮廓可被设计为沿线性天线104的长度大基本上不均匀。例如，天线104可被设计为在天线104的中心处具有较宽的和/或较强的SAR轮廓，并且在天线104的端部具有较弱的SAR轮廓。为了实现这一点，可修改图1C中的天线104的一个或多个设计参数。这种修改的实例包括但不限于：增加一个或多个额外的传导性成形元件114；改变成形元件114和/或辐射元件112沿天线104的长度的宽度和/或横截面形状；改变螺旋形辐射元件112和/或螺旋形成形元件114沿天线104的长度的螺距；改变一个或多个天线电介质116的厚度、类型和其他设计参数等。

图2D示出了具有图1C中的天线的消融装置的模拟回波损耗。所述模拟回波损耗在915MHz处显示出良好的匹配(约-13.35dB)。

与可比较的单极天线相比，图1C中的天线104具有若干优点。图2E和2F分别示出了由单极天线生成的模拟SAR轮廓的侧视图和俯视图。图2E示出了在传输线(例如，同轴电缆)末端附近或在单极天线的近端处的集中的微波场区域或“热点”的存在。因此，与图2B中的场相比，图2E中的微波场是不均匀的。图2F中微波场的约一半存在于第一区域Z1内。因此，第一区域Z1中存在大量的微波场。因此，邻近于同轴电缆102末端的组织存在被消融的高风险。第一区域Z1中大量的微波场的存在归因于微波场和同轴电缆或其他传输线的外导体之间的不期望的耦合。这种不期望的耦合还会引起同轴电缆102的反向加热，所述反向加热可导致健康组织的附带损伤。

在此的若干实施例中，成形元件114在成形由天线104产生的微波场的过程中发挥了关键作用。图2G示出了由不具有成形元件114的、图1C中的装置实施例生成的模拟SAR轮廓的侧视图。图2G中示出的微波场为未成形场，因为其没有被成形元件114成形。可以看出，图2G中的天线104起到与图2E中的单极天线类似的作用。图2G示出了同轴电缆102末端附近或在天线104的近端处的集中的微波场区域或“热点”的存在。因此，与由图2B中的成形元件114成形的成形微波场相比，图2G中的未成形微波场是不均匀的。图2G中的未成形微波场的约一半存在于第一区域Z1中。因此，第一区域Z1中存在大量的微波场。因此，邻近于同轴电缆102末端的组织存在被消融的高风险。第一区域Z1中大量微波场的存在归因于微波场和同轴电缆102其他传输线的外导体之间的不期望的耦合。这种不期望的耦合还可能引起同轴电缆102的反向加热，这种反向加热可导致健康组织的附带损伤。图2H示出了具有图1C中的天线而不带成形元件114的消融装置的模拟回波损耗(实线)。所述模拟回波损耗显示了915MHz处的匹配(约-9.41dB)，其在量级上比使用由图1C中的天线在915MHz处获得的良好匹配(约-13.35dB)(图2H中的虚线)低了很多。因此，图1C中的天线104中的成形元件114的设计改善了匹配。

成形元件114可用于在频谱中提供额外的谐振点。这又可用于提高天线104通过其传递可接受的性能的频率范围(带宽)。例如，图1C中的成形元件114的设计改善了频率范围，在所述频率范围中重要的性能参数是可接受的。在图2H中，在-10dB的截至处将实线与虚线比较时，在包含成形元件114的实施例中可接受的频率范围为约0.23GHz(从大约0.87GHz跨越至近似1.10GHz)。在不带成形元件114的图2G中的可比较实施例中，可接受的频率范围仅为约0.19GHz(从大约0.93GHz跨越至近似1.12GHz)。因此，在第一种情况下，可获得更大的频率范围(带宽)，天线104在该频率范围内传递可接受的性能。这又允许在天线104的设计中，一般临床使用中天线104的微小扭曲或因天线104的微小制造公差的微小扭曲并不显著影响天线104的性能。

图2I示出了类似于图1C中的设计的全功能性线性天线的照片。在图2I中，辐射元件112的多个圈围绕成形元件114(不可见)。整个天线104由透明的电介质材料层所覆盖。从同轴电缆102的末端直到辐射元件112的末端为止，天线104的线性长度为约4.5cm。天线104的可选实施例可被设计为具有在2.5-5.5cm范围内的线性长度。图2I中天线104的外径为约2mm。天线104的可选实施例可被设计为具有在1.5-4mm范围内的外径。

图2J示出了用于展示图2I中的用于心脏内消融和其他应用的天线104的实用性的实验装置。在图2J中，猪肌肉组织的切片被固定在维持在37℃的水浴槽里。而且，水从喷嘴125抽到水浴槽里，并且通过使用泵(未显示)而在水浴槽中连续循环。这是为了模拟心脏腔室内血液流动的效果。图2J示出了猪肌肉组织的未消融的切片。

图2J-2N示出了在组织中产生两个重叠的损伤的方法的方法步骤。在图2J-2N中，在图2J的装备中展示了该方法。在图2J中，如图所示，图2I中的线性天线104与猪肌肉组织接触放置。此后，0.915GHz的微波能量以80W传递到消融装置100达60s。图2L示出了围绕天线104产生的第一消融。在图2M中，天线104移动到新的位置。此后，微波能量以80W传递到消融装置100达60s，以产生如图2N中所示的第二损伤。在图2N中，在产生第二损伤之后移除天线104。因此，通过重新放置在此公开的任何一种天线104，可产生多种多重损伤的图案。可通过一个或多个以下叙述的方式来重新放置在此公开的任何一种天线104：围绕轴旋转，向近端或远端移动，向侧端移动，围绕轴自转，增加或减少尺寸，使用消融装置100上的操纵或偏转机制以及使用辅助装置上的操纵或偏转机制。而且，在此公开的任何一种天线104可被设计和使用为使得在临床使用中由柔性天线104施加在周围组织上的力不会扭曲周围组织。在一个实施例中，产生了互不相交的两个损伤。在另一个实施例中，产生了两个纵向连接的细长的损伤。在另一个实施例中，产生了两个横向结合的细长的损伤。在另一个实施例中，产生了两个彼此相交的细长的损伤，以形成近似X型的作为结果的损伤。

图2O示出了由图2J-2N中的方法获得的两个作为结果的重叠损伤的表面视图。在图2O中，可以看出，可视的消融区域在宽度上延伸了约6-10mm，在整个长度上延伸了约9cm。可通过改变消融时间、消融功率、天线104设计、天线104位置中的一个或多个来改变损伤的长度和/或宽度。

图2P示出了穿过示出有两个深且重叠的损伤的图2O中的2P-2P平面的截面图。在图2P中，结合的损伤的长度为约9cm，并且损伤的可视深度在1-1.5cm的范围内变化。因此，可通过天线104来产生长、深的损伤。可以以横跨整个组织(例如心脏壁)的厚度的方式来产生这些损伤。因此，天线104可用于产生透壁损伤。而且，损伤中完全不存在碳化。甚至在流动的流体中也产生了长、深的损伤。因此，天线104可用于在包含流动的血液的人体区域，例如脉管***(静脉、动脉等)和心腔中产生损伤。

图2Q和2R示出了由图2I中的折弯或弯曲结构的天线产生的均匀损伤。在图2R中，天线1904已被移除，以显示底下的损伤。图2Q和2R显示出损伤是折弯的或弯曲的，并且与天线104的折弯的或弯曲的轮廓相对应。而且，组织表面没有被烧伤或碳化。因此，天线104的实施例(如图1C中的实施例)即使在折弯或弯曲的结构下也能产生均匀的损伤。这在诸如用于治疗心率不齐的心脏组织的电生理消融等的应用中非常重要。这种产生长、弯曲或折弯的损伤的性能使用户能够更快完成手术，并且具有改善的结果。

在此的任何一种天线104(例如图1C中的线性天线104)可被成形或修改，以用于很多特定的应用。图3A-3D分别示出了具有线性、弯曲、闭环或螺旋形状的天线104的实施例。图3A-3D中显示的形状实施例可具有固定形状或可由用户成形。例如，天线104可以具有拉线或类似形状的扭曲元件，以可逆地改变天线104的形状，从如图3A所示的线性形状到如图3B所示的更弯曲的或折弯的形状，反之亦然。在另一个实例中，天线104的末端区域可以具有拉线或类似形状的扭曲元件，以可逆地改变天线104的形状，从如图3A所示的线性形状到如图3C所示的更环状的形状，反之亦然。可用于改变天线104的形状的机制的实例包括但并不限于：内部或外部拉线、气球、可充气结构以及直的或折弯的可滑动管针。在此公开的任何一种天线104可用于产生基本上与天线104的形状相对应的消融。例如，图3A中的天线104可用于产生基本上线性的损伤，图3B中的天线104可用于产生基本上弯曲的或折弯的损伤，图3D中的天线104可用于产生螺旋形损伤等。在此公开的任何一种天线104可用于产生基本上不与天线104的形状相对应的消融。例如，天线3C可用于产生如图3I-3L中较好地例示的圆形损伤、点状损伤或线性损伤。在此公开的任何一种天线104可用于穿透身体组织，以消融目标。为了有助于穿透组织，可改变在此公开的任何天线104的末端(例如，通过具有尖锐的尖端)，以促进组织的穿透。例如，图3A中的天线104可设计得足够硬并且具有尖锐的末端尖端，以穿透皮肤来消融腹部的和其他内部器官。可选地，图3A中的天线104可设计得足够柔软，以能够通过人体的天然开口和通道或通过导管来引入天线104。在其他实例中，图3D中的天线104可设计得足够硬并且具有尖锐的末端尖端，以穿透组织表面并可以以螺丝锥一样的方式***到底下的组织中。在另一个实施例中，图3D中的天线104可设计得足够柔软且可压缩，以能够通过人体的天然开口和通道或通过导管来引入天线104。然后天线104的弹性或超弹性或形状记忆特性使得天线104能够在到达诸如人体通道的管腔或腔(例如血管)的目标组织后恢复螺旋形状。

在手术期间，在此公开的任何一种天线104可重新放置一次或多次，以进入人体的多个区域。这种重新放置可通过移动整个或部分消融装置100来进行。图3E示出了包含可操纵或可偏转天线的消融装置的一个实施例。在图3E中，消融装置100包括可控地可操纵或可偏转的天线104。因此，天线104能够进入不同的目标区域，而不用移动整个消融装置100。在一个实施例中，图3E中的消融装置100***到腔或管腔内。这种腔或管腔的实例包括但不限于：男性泌尿管的部分、胆囊、子宫及女性生殖系的其他部分、脉管***区域、肠及下消化道的其他部分、胃及上消化道的其他部分、肝脏及其他消化器官、肺、皮肤、粘膜、肾脏、生殖器官或人体的其他器官或软组织中的天然或人工产生的腔或管腔。放置天线104以进入组织的第一区域，并且消融组织的第一区域。此后，天线104偏转以进入组织的第二区域，并且消融组织的第二区域。因此，可通过天线104消融组织的多个区域。可用于操纵天线104或使天线104偏转的机制的实例包括但不限于：内部或外部拉线、气球、可充气结构以及直的或折弯的可滑动管针。虽然在图3E和3F中示出了线性天线，但在此公开的任何天线104都可用于构造图3E和3F中的消融装置。在一个实施例中，整个目标组织区域被消融，并且不需要在一次或多次重新放置天线104的同时重新放置整个消融装置100。例如，在将天线104放置在子宫腔内的至少两个位置后将所述消融装置100穿过子宫颈***到子宫腔内，由此可通过消融装置100来消融整个子宫内膜。

图3F示出了被重新放置以消融多个目标区域的消融装置100的一个实施例。在图3F中，消融装置100的大部分或全部被重新放置以进入多个目标区域。在一个这样的实施例中，天线104被放置在肝脏表面上的第一位置上并消融肝脏的第一区域。此后，移动消融装置100以将天线104定位在肝脏表面上的第二位置处，并且天线104消融肝脏的第二区域。消融装置100可向侧端、向前或向后移动或进行其他适合的运动。在一个方法实施例中，在第一次消融之后将消融装置100再次***到组织中，以消融组织的其他区域。例如，天线104可***到肝脏内的第一位置处并且消融肝脏内部的第一区域。此后，将天线104从肝脏处移除。此后，将天线104再次***到肝脏内的第二位置处并且消融肝脏内部的第二区域。在另一个例子中，消融装置100***到心腔内，并且天线104用于消融心腔的第一区域，以产生第一损伤。此后，天线104移动到心腔的第二位置并且用于消融心腔的第二区域，以产生第二损伤。第一和第二损伤可重叠或不重叠。在损伤重叠的情况下，第一和第二损伤基本上以端对端或边对边重叠的方式重叠。

图3G-3H示出了具有可在直的结构和折弯的结构之间可逆地转换的天线的微波装置的两种结构。在图3G中，天线104是基本上线性的。天线104的末端区域连接到拉线或拴绳。拴绳可位于消融装置104的外侧并穿过位于消融装置的轴上的开口。所述开口可以为，例如，端对端管腔的开口、急剧变化的管腔的开口、可压缩管腔的开口、环等。拴绳的近端区域可由用户操作。在图3H中，折弯力施加在天线104上。这个折弯力又使天线104折弯并呈现如图3H所示的基本上非线性的形状。在图3H中，天线104具有基本上圆形的闭环形状。其他非线性形状的实例包括但不限于：其他闭环形状、开环形状、包围一个或多个折弯或弯曲的形状等。一旦释放折弯力，由于天线104的弹性或超弹性特性，天线104回复到图3G中的基本上线性的形状。在一个可选实施例中，天线104具有在折弯力的作用下可逆地转换为基本上线性的结构的非线性结构。

图3G和3H中的消融装置可用于产生多种损伤，例如小的、局部“点状”损伤、线性损伤、面状损伤和块状损伤。例如，图3I示出了用于通过使用图3G和3H中的消融装置在组织上产生小的局部“点状”损伤的方法的一个实施例。在图3I中，天线104是非线性结构的。天线104的一部分与组织接触。通过施加足够使天线104与组织接触但不足够使天线104扭曲或变平的力来实现天线104与组织之间的接触。此后，能量通过天线104传递到组织，以产生“点状”损伤。图3J示出了用于通过使用图3G和3H中的消融装置在组织上产生线性损伤的方法的一个实施例。在图3J中，天线104是非线性结构的。天线104的一部分与组织接触。通过施加足够使天线104扭曲或变平的力来实现天线104与组织之间的接触，以使天线104和组织之间的接触表面基本上为线性。因此，能量通过天线104传递到组织，以产生基本上为线性的损伤。图3K示出了用于通过使用图3G和3H中的消融装置在组织上产生环形损伤的方法的一个实施例。在图3K中，天线104是非线性结构的。天线104的一部分与组织接触。天线104和组织相接触，以使得天线104基本上在组织表面的平面上。此后，能量通过天线104传递到组织，以产生基本上为环形的损伤。在此公开的任何方法中，可改变或控制诸如消融时间、消融功率等的多种参数，以实现期望的临床结果。微波能量可以以连续模式或不连续模式传递。在图3K的实施例中，微波能量被传递，以消融紧邻天线104的组织区域。这产生了如图3K所示的环形损伤。图3L示出了用于通过使用图3G和3H中的消融装置在组织上产生圆形损伤的方法的一个实施例。在图3L中，天线104是非线性结构的。天线104的一部分与组织接触。实现天线104和组织之间的接触，使得天线104基本上在组织表面的平面上。此后，能量通过天线104传递到组织，以产生基本上圆形的损伤。在图3L的实施例中，微波能量以比在图3L中的方法更长的时间和/或更高的功率传递，以消融邻近于天线104的组织的圆形区域。所述圆形损伤可被限制于组织的表面。可选地，通过更高的消融功率和/或更长的消融时间，所述损伤可足够深地延伸到组织内，以产生块状损伤。

手术期间，天线104的形状可改变，以将目标组织的两个不同区域作为目标。例如，图1C中的天线104可***到组织(例如，肝脏、大脑等)内并用于消融器官深部的组织。为了实现这点，天线104(例如，图1C中的天线104)可在被***并同时被包围在由电介质材料构成的足够坚硬的护套内。在同一手术中，天线104可如图3K和3L中所示被折弯或弯曲并在之后用于消融器官表面。这消除了对两个单独的装置的需要：一个用于消融较深的组织，一个用于消融表面组织。这又将减少手术的复杂性和费用。

图4A和4B示出了消融组织的两个方法实施例，其中天线的辐射元件和成形元件被放置在组织的相对的侧上。在图4A中，消融装置100被引入到管腔130或体腔中。这样的管腔130或体腔的实例包括但不限于：在男性泌尿道的部分、胆囊、子宫及女性生殖系的其他部分、脉管***区域、肠及下消化道的其他部分、胃及上消化道的其他部分、肝脏及其他消化器官、肺、皮肤、粘膜、肾脏、生殖器官或人体的其他器官或软组织中天然或人工产生的腔或管腔。天线104靠近目标组织放置，使得辐射元件112和成形元件114被放置在目标组织的相对的侧上。在图4A中，辐射元件112位于管腔130的内侧，而成形元件114位于管腔130的外侧。天线104用于消融管腔130的壁的一部分。如图4A所示，成形元件114可以位于管腔130的壁的组织内或可穿过天然或人工产生的开口到达管腔130的外侧位置。成形元件114成形由辐射元件112发射的微波场，使得微波场集中在辐射元件112和成形元件114之间的区域中。辐射元件112和成形元件114之间的区域中的这一集中微波场用于消融组织。在图4B中，成形元件114位于管腔130内侧，而辐射元件112位于管腔130的外侧。

图4C和4D示出了消融位于天线和微波屏蔽罩或反射体之间的组织的两个方法实施例。图4C示出了消融位于天线和微波屏蔽罩或反射体之间的子宫壁中的组织的方法实施例。在图4C中，天线104被引入到子宫腔内。天线104产生用于消融邻近于天线104的组织的微波场。在图4C中，天线104在子宫腔内被引导并邻近于待消融的目标组织放置。这样的目标组织的实例包括但不限于：子宫肌瘤、癌损伤、子宫内膜异位、息肉和子宫内膜的部分。而且，在图4C中，微波反射体或屏蔽罩132被放置在子宫的外表面上，即：子宫卵膜的表面上。微波反射体或屏蔽罩132用于屏蔽或反射任何到达子宫外表面的微波能量。微波反射体或屏蔽罩132可由传导性或电介质材料或其组合物制成。这通过降低对组织的附带损伤的风险而增强了手术的安全性。微波反射体或屏蔽罩132可通过腹腔镜检查切口，经***，通过剖腹手术或通过其他本领域中已知的方法被引入到子宫表面上的引入装置中。在一个可选实施例中，天线104和微波反射体或屏蔽罩132的位置互换。在这个实施例中，微波反射体或屏蔽罩132不是天线104的一部分。

图4D示出了与在图4C中的方法类似的消融子宫壁中组织的一个方法实施例。然而，在图4D中，微波反射体或屏蔽罩132通过经***的方法被引入到期望的位置上。微波反射体或屏蔽罩132可以或可以不电连接到同轴电缆102的一个或多个部分(例如外导体106)。在这个实施例中，微波反射体或屏蔽罩132可以是或可以不是天线104的一部分。与图4C中的方法类似，天线104和微波反射体或屏蔽罩132的位置可互换。与图4C和4D中示出的那些方法类似的方法可用于治疗其他人体区域，例如人体腔或管腔或组织块。在一个这样的实施例中，天线104被放置在心内膜位置中，并且微波反射体或屏蔽罩132被放置在心包位置中，或反之亦然。微波反射体或屏蔽罩132可由传导性或电介质材料或其组合物制成。在一个天线104的实施例中，成形元件114可用作微波反射体或屏蔽罩132。

图5A示出了构造在印刷电路板上的天线的一部分的一个实施例。在图5A中，天线104的一部分印制在坚硬或柔软的大体为平面的印刷电路板上。在此处的任何一个实施例中，天线104的整个或一部分可印制在一个或多个坚硬或柔软的、平面的或非平面的印刷电路板上。

在此公开的装置和方法及它们的变型可用于组织的微创或侵入性疗法中。例如，图6A示出了具有三维天线的消融装置的一个实施例，所述三维天线包括辐射元件和多个成形元件，适于消融组织块。在图6A中，消融装置100包括包含基本上为线性的辐射元件112的天线104。天线104还包括多个成形元件114。在图6A中，四个成形元件114是相同的并围绕辐射元件112对称设置。天线104的实施例可被设计为具有1-10个成形元件114。成形元件114可围绕辐射元件112对称或非对称设置。成形元件114可相同或不相同。在图6A中，每个成形元件114为细长的并包括折弯的或成角的区域。在图6A中，每个成形元件电连接到同轴电缆102或其他传输线的外导体。辐射元件112和/或成形元件114的末端可包括尖锐的或穿透的尖端。在一个实施例中，成形元件114为从消融装置100延伸的可伸缩的爪结构。在一个实施例中，辐射元件112的设计与14mm长的单级天线类似。在图6A中，成形元件114成形并增强辐射元件112和成形元件114之间的空间中的电磁场。这在辐射元件112和成形元件114之间产生大的块状损伤。块状损伤将基本上限制在如图6B和6C所示的成形元件114的范围内。而且，成形元件114减少了将在同轴电缆102或其他传输线的外导体的外壁上感应的漏电流。

图6A中，当微波能量通过传输线被传递到天线104时，由辐射元件112发射出第一微波场。第一微波场与成形元件114相互作用。这种相互作用在成形元件114上感应出漏电流。所述漏电流又产生第二微波场。第一微波场和第二微波场结合在一起产生天线104的独特的成形微波场，其在临床上比由只包含辐射元件112的天线104产生的未成形微波场更有用。因此，原始微波场因成形元件114的设计而重新分布。单独的成形元件114不能作为天线起作用，更确切地说，成形元件114成形或重新分布由辐射元件112发射的电磁场或微波场，以产生临床上更有用的成形微波场。而且，辐射元件112和成形元件114的结合改善了天线104的功率沉积。

通过比较图2E和图6B，可看出成形元件114的微波效果。缺少成形元件114时，图6A中的天线104用作与图2B中示出的类似的单极天线。因此，图2B示出了未通过成形元件114成形的第一未成形场。当天线104包括如图6A中所示的成形元件114时，天线产生如图6B所示的成形微波场。

在一个微创手术的实施例中，天线104通过皮肤中的小的刺伤伤口***到患者身体中。此后，天线104展开，使得由爪状成形元件114包围的容积能够包围目标组织。例如，癌症治疗中，目标组织为肿瘤或具有癌细胞的组织。天线104的展开程度可调节，以适应不同的目标组织尺寸(例如，不同的肿瘤大小)。在一个这样的实施例中，一个或多个拉线或拴绳附着于成形元件114，以控制成形元件114的位置。在另一个实施例中，成形元件114是预先成形的，并且其由诸如镍钛诺的具有形状记忆特性的材料制成。在***到组织内之前，成形元件114以压缩结构缩进导管或管状结构内部。优选使用低轮廓的导管或管状结构，以减少***期间对健康组织的创伤。一旦导管或管状结构的一部分被***到目标组织内，成形元件114和辐射元件112展开。成形元件114通过使其从导管或管状结构延伸而展开为其非压缩的预设形状。虽然图6A中天线104可用于多种手术，但是其尤其适合用于消融诸如癌症(例如，肝癌或肺癌)中发现的固体肿瘤和良性肿瘤(例如，子宫肌瘤)。

图6B和6C示出了图6A中的天线的一个实施例的模拟SAR轮廓的侧视图和俯视图。SAR轮廓是使用COMSOL Multiphysics软件包在2.45GHz下模拟的，以模拟在肝脏中的消融。图6B和6C例示了由天线104产生的块状损伤将基本上限制在成形元件114的范围内。图6B和6C还示出了微波场在体积上包住整个天线104。

图6D和6E示出了图6A中的天线的一个实施例的热模拟的侧视图和俯视图。黑色区域的最外表面为50℃的等值面，具有约28mm的直径或宽度和约22mm的纵向长度，处于稳态。因此，天线104能够形成具有约28mm的直径或宽度和约22mm的纵向长度的损伤。50℃的等值面包围60℃的等值面(黑色和深灰色区域之间的边界)，所述60℃的等值面又包围70℃的等值面(深灰色和浅灰色区域之间的边界)，所述70℃的等值面又包围80℃的等值面(浅灰色和白色区域之间的边界)。

图6F和6G示出了与图6A中的天线类似的天线的一个实施例在0.915GHz处的模拟SAR轮廓的侧视图和俯视图。使用Ansoft HFSS软件包在0.915GHz处模拟SAR轮廓，以模拟肝脏中的消融。图6F和6G中的辐射元件112为线性的，并且具有有效波长的约四分之一的长度。图6F和6G例示出块状损伤将将基本上限制在成形元件114的范围内。

图6F和6G中示出的天线104包括基本上线性的辐射元件112和多个成形元件114。图6F和6G中示出的四个成形元件114是相同的，并且围绕辐射元件112对称设置。天线104的实施例可被设计为具有围绕辐射元件112对称或非对称设置的1-10个成形元件114。成形元件114可相同或不相同。在图6F和6G中，每个成形元件为细长的并包括两个折弯的或成角的区域。与在图6A中的实施例类似，每个成形元件电连接到同轴电缆102的外导体。辐射元件112和/或成形元件114的末端可包括尖锐的或穿透的尖端。在一个实施例中，成形元件114为从消融装置100延伸的可伸缩的爪结构。在图6F和6G中，成形元件114增强辐射元件112和成形元件114之间的空间中的电磁场。这在辐射元件112和成形元件114之间产生了大的块状损伤。如图6F和6G所示，块状损伤基本上被限制在成形元件114的范围内。而且，成形元件114减少了将在同轴电缆102的外导体的外壁上感应的漏电流。

在图6F和6G中，辐射元件112包括长度为约34mm的细长的导体。细长的导体的末端由金属管状盖覆盖，所述金属管状盖与细长的导体传导性接触。传导性盖的外径为约0.8mm，并且传导性盖的长度为约6mm。传导性盖被设置为使其近端和同轴电缆的末端之间的距离为约28mm。整个辐射元件112由电介质层覆盖。每个成形元件114包括近端折弯和末端折弯。近端折弯以沿辐射元件112的长度测得的约15mm的纵向距离设置。沿辐射元件112的长度测得的近端折弯和末端折弯之间的纵向距离为约15mm。沿辐射元件112的长度测得的成形元件114的末端折弯和末端之间的纵向距离为约4mm。因此，沿辐射元件112的长度测得的每个成形元件114的总纵向长度为约34mm。由成形元件114形成的结构的总直径为约30mm。图6F和6G中的天线104的使用与图6A中的天线104类似。

图6H示出了具有图6F和6G中的天线的消融装置的模拟回波损耗。所述模拟回波损耗在0.915GHz处显示出良好的匹配(约-11.4dB)。

图7A示出了用于穿透身体组织并消融肿瘤的基本上线性的天线的一个实施例。在图7A中，天线104与图1C中的具有螺旋形辐射元件112和基本上线性的成形元件114的天线104类似。然而，图7A中的天线104具有足够的机械强度，以穿透组织。而且，图7A中的天线104包括末端穿透尖端134。消融装置100的长度可在5cm至60cm的范围内。消融装置100可通过诸如剖腹手术或胸廓切开术的手术切口引入。消融装置100还可以通过诸如用于腹腔镜检查或胸腔镜检查器械的端口的外科器械端口来引入。可通过使用末端穿透尖端134穿透皮肤以及推进天线104来将消融装置100经皮地引入到目标组织中。这样的经皮引入可用于例如，在正确的引导(例如放射线引导或视觉的或内窥镜引导)下消融肝脏或肺或子宫肿瘤。天线104的低轮廓使天线104能够在目标组织中的不同区域处顺序次引入多次，而不会对健康组织造成过分的损伤。还可以将多个消融装置100同时引入到目标组织内，以消融更大的组织区域。

图8A-8D示出了用于治疗静脉返流性疾病或静脉曲张的微创疗法的方法的步骤。在该方法中，微波装置100用于加热目标静脉的一个或多个区域。在一个实施例中，将目标静脉的一个或多个区域加热到80℃-85℃之间的范围内的温度。这个温度可作为门诊手术实施，以通过受控的静脉加热来治疗纤维化静脉阻塞。纤维化静脉阻塞可由内皮破坏、胶原收缩和静脉壁增厚中的一个或多个引起。在图8A中，微波装置100通过小的皮肤切口引入到目标静脉管腔内。将微波装置100放置在目标静脉管腔内的末端区域处。可使用合适的引导模式来引导微波装置100的引入和/或在身体内的移动。这样的模式的实例包括但不限于：超声波成像(例如，双超声波成像、透射照明、荧光透视成像和X射线成像。一旦将天线104放置在期望的位置上，天线104用于将微波能量传递到目标静脉。此后，在图8B中，天线104被放置在邻近于图8A中的位置的位置处的目标静脉内。一旦将天线104放置在期望的位置上，天线104再次用于将微波能量传递到目标静脉。在图8A和8B中治疗的目标静脉区域可重叠。如图8C和8D所示，继续这一过程直到目标静脉被治疗。传递的微波能量加热静脉并引起静脉的收缩。在一个实施例中，微波装置100在导线上(例如0.025”导线或0.035”导线或0.014”导线)传递。在微波装置100和/或目标静脉上的一个或多个位置处的温度传感和/或阻抗测量可用于控制手术。这样的温度传感和/或阻抗测量可用于调整微波能量传递的功率和/或时间。虽然在图8A-8D中描述了基本上为线性的天线104，但是可使用在此公开的任何一种适合的天线104。例如，图3D中的螺旋形天线104可用于这一手术。在一个这样的实施例中，天线104(例如图3D中的螺旋形天线104)是可压缩的，以便于通过窄的开口和管腔***，并且具有足够的弹性，以在目标静脉内恢复其形状。在一个实施例中，天线104的直径大于静脉管腔的直径。这使得天线104的至少一部分与目标管腔的壁发生物理接触。然而，微波能量传递不需要与目标组织的完全接触。因此，天线104的实施例可用于即使天线104不与目标静脉的一部分接触其也能将微波能量传递到目标静脉的那一部分的情况。

图9A和9B示出了用于治疗压力性尿失禁(SUI)的内尿道***的经尿道疗法的方法。在图9A中，微波能量传递到内尿道***，以获得治疗性胶原变性。在图9A中，包含天线104的微波装置100通过经尿道方法被引入到泌尿***。在此公开的任何一种适合的天线104的设计可用于图9A和9B中的实施例。在一个实施例中，天线104为具有或不具有任何成形元件114的单极天线。天线104放置在如图9A所示的内尿道***附近。天线104可包括操纵或偏转模式，以改变天线104相对于同轴电缆102的方向。在一个实施例中，天线104通过包含操纵或偏转模式(例如一个或多个)的护套引入。这种操纵或偏转模式可用于将天线104放置在泌尿***中的不同点上，以将微波能量传递到内尿道***。微波装置100可包括折弯区域，以使天线104相对于同轴电缆102以一定角度定向。微波装置100还可以如图9B所示的拧曲和/或向远端推进和/或向近端缩回，以将天线104放置在泌尿***中的不同点上，从而将微波能量传递到内尿道***。在一个可选实施例中，天线104基本上被放置在泌尿***的管腔或通道的中心处，并且用于治疗期望的目标组织，同时天线104和目标组织之间没有直接的物理接触。在这样的实施例中，可通过在第一位置处使用天线104只传递一次微波能量，并且此后在第二位置处使用天线104再次传递微波能量来获得期望的临床效果。天线104用于传输受控的微波能量，以在内尿道***的一个或多个区域中产生受控的加热。在一个实施例中，这种加热以低温实现，以使内尿道***中的细胞死亡最少或为零。所述加热使内尿道***中的胶原变性。可通过重新放置或不重新放置天线104在多处实现这种变性。所述胶原变性可用于产生坚固的组织，所述坚固的组织对升高的腹内压力具有增加的阻力，这又减少或消除了SUI的发作。在此公开的任何方法和装置可与表面冷却模式一起使用，以冷却待处理治疗的表面。这允许在微波能量传递时保持组织表面相当不变，以在组织较深区域处产生期望的治疗效果。例如，在图9A中，可使用表面冷却模式在将微波能量传递到较深组织(例如内尿道***)时保护泌尿道的管腔表面。

在图9A中，可在局部麻醉状态下在门诊手术或办公室设置中执行所述方法。由于这种方法的超流动性，其特别适用于治疗已经在保守治疗中失败以及不期望或不适于手术治疗的女性的SUI。

由于在此公开的装置可被设计为低轮廓(少于6F)的柔性装置，所述装置可用于治疗男性和女性SUI患者。现有技术中用于胶原变性的坚硬且较大轮廓的装置被限制为用于女性，因为女性的尿道短且相对较直。然而，将这种现有技术的装置用于男性患者却很困难，因为男性的尿道较长且没那么直。

与在图9A和9B中示出的方法类似的方法涉及微波能量的传递以引起组织的受控加热，该方法还可用于治疗其他人体管腔的紊乱。这种人体管腔的紊乱包括但不限于：胃食道返流性疾病和大便失禁。在一个实施例中，在此公开的装置或方法可用于较深组织加热，以引起用于治疗诸如大便失禁、GERD、尿失禁等症状的组织收缩。这种较深的加热可由放置在管腔或其他体腔内的装置来实现。

图9C示出了通过能量传递装置与定位元件的合作来治疗压力性尿失禁(SUI)的内尿道***的经尿道疗法的一个方法实施例。在图9C中，天线104与图9A和9B中的天线104类似。微波装置100的轴包括诸如同轴电缆102的微波传输线和管腔，一个或多个装置或流体可通过该管腔。在图9C中，微波装置100通过经尿道方法引入到泌尿道中，以使天线104被放置在内尿道***附近。此后，定位装置138通过轴102的管腔。此后，位于定位装置138的末端区域的定位元件140在膀胱内展开。在图9C中所示的实施例中，处于展开结构的定位元件140具有比尿道宽度更大但比膀胱宽度更小的宽度，以使定位元件140以展开结构固定在膀胱内。此后，沿近端方向拉伸定位装置138，以使定位元件140抵靠内尿道口放置。因此，通过感觉定位装置138被拉动时的力道，可容易地确定内尿道口的位置，而不需使用任何成像模式。抵靠内尿道口放置定位元件140，定位元件140然后用于将天线104准确地放置在期望的位置上。在一个实施例中，天线104位于组织和定位元件140之间。在这个实施例中，定位元件140可用于抵靠组织按压天线104。定位元件140可包括冷却模式，以冷却组织表面。定位元件140可以从压缩的低轮廓结构可控地展开为展开的、较大轮廓的结构。因此，定位元件140可以为不顺应的、半顺应的或顺应的气球，伞状结构，弹性或超弹性或形状记忆结构，包含一个或多个可折弯的薄片的结构等。如有需要，天线104可被重新放置，以将能量传递到目标组织中的多个位置处。手术完成之后，定位元件转换为压缩的低轮廓结构，并且微波装置100和定位装置138都从人体移除。

图9D示出了用于通过具有同时将能量传递到较大组织块的天线的能量传递装置来治疗压力性尿失禁(SUI)的内尿道***的经尿道疗法的一个方法实施例。在图9D中，天线104包括辐射元件112和一个或多个成形元件114。在一个实施例中，天线104用于产生包住大部分内尿道***的微波场。虽然在第一次能量传递之后，天线104可重新放置(如有需要)，但是在本实施例中，天线104被设计为通过来自单个位置的能量传递来产生期望的临床效果。

图10A示出了用于通过能量传递装置来治疗良性***增生(BPH)的方法的一个实施例。BPH为良性的***增大，即：在中年和老年男性中出现的***的尺寸增大。扩大的***挤压尿道管并引起部分的或有时候几乎完全的尿道阻塞。这又干扰了尿液的正常流动。因此，BPH可导致排尿延迟症状、尿频、增加的尿道感染风险和闭尿。可通过减少***的体积来治疗BPH。图10A例示了消融***组织以减少***体积的方法。在图10A中，经直肠的超声波探头142用于视觉化人体和/或微波装置100。微波装置100的天线104通过直肠壁***到***组织中。微波装置100的末端可包括切断的或穿透的边缘。通过使用微波装置100来替代诸如活检针的活组织检查装置，BPH治疗手术可与经直肠的***活组织手术类似。

在一个方法实施例中，清洁直肠区域并应用麻醉胶。此后，薄的超声波探头142***到直肠内。在一个实施例中，超声波探头142包括5.0至7.5MHz的变换器。之后使用经直肠的超声波检查法来对***成像。所述超声波检查法用于识别下述中的一种或多种：微波装置100的穿透位置，需要注射***来麻醉的一个或多个区域，以及一个或多个消融位置。此后，经直肠的超声波检查法用于将天线104引导到第一期望位置。此后，消融能量通过天线104传递。可通过重新放置天线104和传递微波能量来消融***的单个区域或多个区域。用于决定待消融***区域的数量和位置的程序可以与用于决定***穿刺活检的数量和位置的程序类似。例如，可使用与5区域、8***核心模板和11-多位点活组织检查程序类似的程序来消融***。

图10A中的天线104可包括辐射元件112和一个或多个成形元件114。可选地，一个或多个成形元件114可通过独立的装置或独立的引入路径引入，以成形由天线104生成的微波能量轮廓。在一个这样的实施例中，天线104包括辐射元件112并经直肠被引入到***中，而一个或多个成形元件114被引入到尿道管腔中。在另一个这样的实施例中，天线104包括辐射元件112并经直肠或经尿道引入到***中，而一个或多个成形元件114位于经直肠引入到***的独立装置上。微波装置100可以机械地耦合到超声波探头142或可机械地独立于超声波探头142。

在可选的方法实施例中，可通过尿道或通过***和阴囊(***)之间的空间进入***的一个或多个区域中。

图10B示出了通过穿过尿道腔而***的能量传递装置来治疗良性***增生(BPH)的方法的一个实施例。图10B例示了消融***组织来减少***体积的方法。在图10B中，经直肠的超声波探头可用于视觉化人体和/或微波装置100。微波装置100的天线104通过尿道壁***到***组织中。微波装置100的末端可包括切断或穿透的边缘。微波装置100的一个或多个区域可以为折弯的或弯曲的，或为可控偏转的，以便于天线104***到***组织中。

在一个方法的实施例中，超声波检查法可用于识别下述中的一种或多种：微波装置100的穿透位置，需要用注射***来麻醉的一个或多个区域以及一个或多个消融位置。诸如经直肠的超声波检查、膀胱镜检查或荧光镜检查的成像模式可用于在第一期望位置处引导天线104。此后，消融能量通过天线104传递。可通过重新放置天线104和传递微波能量来消融***的单个区域或多个区域。

图10B中的天线104可包括辐射元件112和一个或多个成形元件114。可选地，一个或多个成形元件114通过独立的装置或独立的引入路径来引入，以成形由天线104产生的微波能量轮廓。在一个这样的实施例中，天线104包括辐射元件112并经尿道引入到***中，而一个或多个成形元件114经直肠引入。在另一个这样的实施例中，天线104包括辐射元件112并经尿道引入到***中，而一个或多个成形元件114位于经直肠引入到***中的独立装置上。

图10C示出了通过***到尿道管腔中的能量传递装置来治疗良性***增生(BPH)的方法的一个实施例。图10C例示了消融***组织来减少***体积的方法。在图10C中，在尿道的管腔内应用吸力，以使围绕天线104的尿道收缩。因此，尿道腔内壁与天线104相接触或被推进至天线104附近。此后，微波能量通过天线104传递，以实现期望的治疗结果。因此，所述方法是非侵入性的。在图10C中，天线104可在膀胱内检镜的引导下引入，或通过膀胱内检镜护套引入，或简单地与膀胱内检镜一起引入。在图10C中，经直肠的超声波探头可用于视觉化人体和/或微波装置100。在一个实施例中，微波装置100放置在***尿道内的单个位置处，并且从该单个位置处开始微波能量的传递。可选地，天线104可在***尿道内重新放置一次或多次。微波装置100的一个或多个区域可以为折弯的或弯曲的，或为可控偏转的。

图11A-11C例示了具有可操纵或可偏转的天线的微波装置的使用，其用于治疗胃食道返流性疾病(GERD)。在图11A-11C中，可通过使用操纵或偏转机制来改变天线104相对于同轴电缆102的末端区域方向的方向，所述机制位于微波装置100上或位于包围微波装置100的护套上。这个操纵或偏转机制(例如，一个或多个拉线)可用于将天线104放置在消化***中的不同点上，以将微波能量传递到胃食管连接部的平滑肌处。在图11A中，微波装置100(例如包含天线104的微波导管)通过经食道的方法引入到胃中。在此公开的任何适合的天线104的设计可用于图11A中的实施例。在一个实施例中，天线104为具有或不具有任何成形元件114的单极天线。在另一个实施例中，图11A中的天线104与图1C中的天线104类似。微波装置100可在患者处于朦胧麻醉的状态下通过内窥镜的引导而引入胃中。如图11A所示，放置天线104使其在胃食管连接部的平滑肌附近。微波装置100还可旋转和/或向远端推进和/或向近端缩回，以将天线104放置到消化***中的不同点处，从而将微波能量传递到胃食管连接部的平滑肌中。天线104用于传递受控的微波能量，以在胃食管连接部的黏膜下方产生热损伤。这又可用于产生以下的一个或多个临床效果：通过抑制瞬变现象、不适当的下食道***(LES)松弛、增加的餐后LES压力和减少的LES顺应性来控制返流。表面冷却模式可用于在将微波能量传递到诸如LES的较深组织的同时保护胃肠道黏膜表面。

在图11B中，天线104移动到胃的具有较大曲率的胃食道连接部的平滑肌附近的第二位置处。这可通过以下的一个或多个实现：使用微波装置100上或包围微波装置100的护套上的操纵或偏转机制；旋转微波装置100；向远端推进微波装置100以及向近端缩回微波装置100。在图11C中，天线104移动到胃的具有较小曲率的胃食道连接部的平滑肌附近的第三位置处。这可通过以下的一个或多个实现：使用微波装置100上或包围微波装置100的护套上的操纵或偏转机制；旋转微波装置100；向近端推进并收回微波装置100。因此，天线104可用于处理胃肠道中的多个位置，以治疗GERD。

图12A示出了通过将天线与表面冷却模式一起使用来提高皮肤美容外观的一个方法实施例。在图12A中，天线104将微波能量传递到皮肤，以加热一个或多个皮肤层。这种加热可在低温下实现，以使细胞死亡最少化或为零。在图12A所示的实施例中，天线104不直接接触皮肤。在此公开的天线104的多种设计可用于图12A中的方法。天线104可具有为特定应用而调整的合适的横截面。例如，天线104可被设计为具有在0.5平方cm至9平方cm的范围内的横截面面积。天线104可以为如图1C所示的线性或为如图3系列所示的折弯的或弯曲的结构。任何适合的微波能量频率可用于这一应用和在此公开的其他应用。表面冷却模式144用于冷却皮肤表面，以防止对表皮层的不期望的损伤。适合的表面冷却模式144的实例包括但不限于：使用冷却流体、凝胶而膨胀的可膨胀结构或其他可适应的结构，以及被设计为使一种或多种流体在皮肤表面上循环的结构。在一个实施例中，表面冷却模式144不干涉微波能量通道。因此，表面冷却模式144可以为使用循环的非极性冷却流体而膨胀的可膨胀气球。天线104可用于皮肤较深层的体积式加热，同时保护表皮。这可用于非侵入地产生以下效果中的一个或多个：平滑皮肤，紧致皮肤和修整皮肤。这种方法还可用于减少脂肪团的出现。这种方法还可用于减少大腿和臂部区域的皮肤凹痕。在一个实施例中，微波能量用于加热真皮和皮下组织，以引起胶原纤维的收缩。这可能伴随着二次胶原合成和重构，以获得期望的美容效果。在治疗之后，患者可穿戴压缩服装。所述治疗可在单个治疗节段段或在多个治疗节段中实施。在每个治疗节段中，可通过以多个错列通道、多个非错列通道或单个通道传递微波能量来治疗皮肤表面。

在此公开的多种天线实施例可用于构造消融导管，以治疗多种电生理学症状(例如，心房颤动、房性心动过速、心动过缓、颤振和其他心律失常)，并且用于治疗包括但不限于心房或心室壁、瓣膜和瓣膜周围区域的心脏结构，以治疗非电生理学症状。天线104可用于在左心房中产生一连串的消融以治疗心房颤动。天线104可用于在左心房中产生长且透壁的损伤。左心房中的损伤可用于模仿迷宫(Maze)手术。天线104可被放置在肺静脉周围的多个位置处并且用于消融肺静脉周围的多个区域，以用于肺静脉的电生理学隔离。

平面天线104的若干实施例也包含在本发明的范围内。这样的平面天线104可用于消融或治疗平面的或非平面的组织区域。这样的平面天线104可包括大致上平面设置的单个或多个薄片(splines)、曲线或环。平面天线104可用于消融诸如肝脏、胃、食道等器官表面的表面。例如，图14A示出了被设计用于子宫内膜消融的微波消融装置的平面天线的视图。在图14A中，微波消融装置100包括在位于传输线的末端处的天线104中终止的传输线(例如，同轴电缆102)。在一个实施例中，单个微波信号通过同轴电缆102馈送到天线104。天线104产生微波场。由天线104产生的微波场的近场用于子宫内膜消融。在图14A中，天线104包括外环112形式的辐射元件和金属中心环114形式的成形元件。当在人体内展开时，外环112和中心环114可相互接触。在一个实施例中，外环112为同轴电缆102的内导体的延续。中心环114成形或重新分布由外环112辐射的微波场。应注意，外环112和中心环114之间不存在直接的电传导。当微波能量通过同轴电缆102传递到天线104时，由外环112发射出第一微波场。所述第一微波场与中心环114相互作用。这种相互作用在中心环114上感应漏电流。所述漏电流又产生第二微波场。所述第一微波场和第二微波场结合在一起形成天线104的独特的成形微波场。所述独特的成形微波场比由只包含外环112的天线104产生的未成形微波场在临床上更有用。因此，原始微波场因中心环114的设计而重新分布。单独的中心环114不能作为天线起作用，更确切地说，中心环114成形或重新分布由外环112发射的电磁场或微波场，以产生在临床上更有用的成形微波场。而且，外环112和中心环114的结合改善了天线104的功率沉积。

在一个实施例中，外环112不具有尖锐的角。外环112中的尖锐的角可引起场在该尖锐的角附近集中。在一个实施例中，外环112中的角的最小曲率半径至少为0.5mm。在图14A中的实施例中，外环112中的角区域154和156的曲率半径约为1mm+/-0.3mm。

在一个实施例中，天线104具有基本上近似于待消融人体器官形状的形状。例如，图14A中的天线具有近似于子宫腔的形状的大致上三角形的形状，其特别适合用于子宫内膜消融。天线104的近端部分朝向子宫颈，并且外环112的角区域154和156朝向输卵管。然而，如之前提到的，微波消融并非必须要求与所有目标组织完全接触。因此，天线104可消融所有或基本上所有的子宫内膜。可使用具有单个微波天线的天线104以单次消融来消融整个子宫内膜。因此，不需要在消融之后重新放置天线104。这大大地减少了手术对医生技能的需要。而且，消融装置100不需要多个天线104。放置在单个位置上的单个天线104能够消融用于治疗的足够量的子宫内膜。这简化了消融装置100的设计。

而且，天线104的工作结构大致上为平的且柔性的。外环112的平面基本上与中心环114的平面平行。因此，子宫壁只受到来自天线104的轻微的力。这又减少或消除了子宫壁的扩张，由此减少了患者的不适感。而且，这又减少了麻醉的需求。柔性天线104可容易地以压缩结构通过小的管腔引入，由此消除了任何子***或使其最小化。这极为显著地减少了患者的不适感，结果显著减少了麻醉的需求。这具有极大的临床优势，因为这样的手术可在局部麻醉状态下在内科医师的办公室内进行。

而且，图14A中的处于展开结构的平坦且柔性的天线104具有防止损伤的末端，其中，天线104的末端区域比天线104的近端部分更宽。这减少了子宫穿孔的危险。天线的柔性特性使其在引入过程中具有通道的自然形状，而不是扭曲通道。例如，当天线104经子宫颈***到子宫中时，天线104可获得引入通道(包括***、子宫颈管和子宫腔)的形状，而不是扭曲***、子宫颈管和子宫腔中的一个或多个。

在如图14A所示的天线104的展开结构的一个实施例中，从同轴电缆102的末端直到外环112的末端158为止，沿外环112测得的外环112的长度约为915MHz ISM频带处的有效波长的四分之三。所述有效波长取决于围绕天线的介质和外环112上的天线电介质的设计。所述天线电介质的设计包括诸如电介质类型、电介质层厚度的特征。在对外环112的长度进行调谐之后再确定外环112的准确长度，以获得良好的阻抗匹配。在一个实施例中，外环112的长度为100+/-15mm。在一个实施例中，展开的外环112的宽度为40+/-15mm，并且沿同轴电缆102的轴测得的展开的外环112的纵向长度为35+/-10mm。在图14A所示的实施例中，外环112的末端158通过细长的电介质片160机械地连接到同轴电缆102的末端。

在一个实施例中，外环112的近端部分被设计得较末端部分更硬并且具有更大的机械强度。在图14A所示的实施例中，这可通过在外环112的近端部分上留下同轴电缆102的原始电介质材料110来实现。在一个可选实施例中，这可通过由一层天线电介质涂覆外环112的近端部分来实现。

在如图14A所示的实施例中，外环112的横截面形状沿外环112的整个长度是不均匀的。在这个实施例中，外环112的近端部分为同轴电缆102的内导体的延续。这个部分具有基本上圆形的横截面。外环112的中间部分具有基本上平整的或卵形的或长方形的横截面。所述中间部分被定向为使其在展开结构下与同轴电缆102的末端区域大体上垂直。所述外环112的中间部分被机械地设计为在人体内展开后在一个平面中折弯。这又确保了消融装置100的最末端区域是防止损伤的，并且足够柔软以适应目标组织人体。这有助于外环112在子宫中正确展开。在一个实施例中，所述外环112的中间部分为同轴电缆102的内导体的延续并且是平整的。在一个实施例中，外环112的最末端区域为同轴电缆102的内导体的延续并且是不平整的，以使其具有圆形横截面。

外环112的一个或多个外表面可由一层或多层天线电介质116覆盖。中心环114的一个或多个外表面可由一层或多层天线电介质116覆盖。可对天线电介质材料沿外环112的长度的厚度和类型进行工程设计，以优化微波场形状。在图14A所示的一个实施例中，外环112的每个部分都由一些天线电介质材料覆盖，以使外环112的金属表面不会暴露于组织。因此，在图14A的实施例中，外环112能够将微波场传输到组织中，但不能够向组织传导电。因此，在图14A的实施例中，即使当在人体内展开时外环112和中心环114可彼此物理接触，外环112和中心环114之间也不存在电传导或传导性路径。可用作一个或多个在此公开的实施例中的天线电介质的电介质材料的实例包括但不限于：EPTFE、PTFE、FEP和其他氟聚合物、有机硅、空气(Air)、PEEK、聚酰亚胺、氰基丙烯酸脂、环氧树脂、天然或人工橡胶及其组合物。在图14A的实施例中，外环112的近端部分上的天线电介质116为同轴电缆102的电介质110的延续。后者的天线电介质116上可具有额外的较硬的天线电介质116层。在图14A的实施例中，外环112的中间部分上的电介质为充满或不灌充空气的有机硅层，或为包围空气层的有机硅管。在图14A的实施例中，外环112的最末端部分上的电介质为充满或不灌充空气的有机硅层，或为包围空气层的有机硅管，或为EPTFE。外环112的任何部分上的天线电介质的厚度可沿外环112的长度变化。而且，外环112的任何部分上的天线电介质的横截面可不对称。设计多种结构的天线电介质，以获得期望的消融轮廓，以及获得期望的阻抗匹配或功率效率。在一个可选实施例中，整个外环112由有机硅电介质覆盖。在一个这样的实施例中，用于涂覆外环112的最末端部分的有机硅层可以较用于涂覆外环112的中间部分的有机硅层薄。所述较薄的有机硅电介质补偿了通常存在于诸如图14A中外环的辐射元件的最末端部分处的较低的场强。因此，沿外环112的长度的微波场更均匀。在一个装置实施例中，外环112由金属材料制成，并且外环112的末端区域的金属材料的周长大于外环112的中间部分的金属材料的周长。这使得有机硅电介质在外环112的末端部分处比在中间部分处伸展得更多。这又导致外环112的末端部分处的天线电介质层比外环112的中间部分处的更薄。在另一个实施例中，整个外环112由具有均匀横截面的单一长度的金属导线制成。在这个实施例中，可使用具有变化的厚度的管状有机硅电介质片来覆盖外环112。所述管状有机硅电介质用于覆盖外环112的末端和中间部分，以使靠近外环112的末端部分的有机硅电介质层较薄，而靠近外环112的中间部分的较厚。

在图14A中，外环112的形状与中心环114的形状不同。而且，在图14A中，外环112和中心环114基本上为平面的，并且外环112的平面基本上平行于中心环114的平面。而且，在图14A中，外环112和中心环114都为非线性的。

图14B示出了穿过同轴电缆102的末端的图14A中的消融装置100的截面。在图14B中，同轴电缆102的本体在外导体106的末端处终止。外套118在邻近外导体106的末端小段距离处终止。内导体108、覆层120和电介质材料110从外导体106的末端向远端延伸到天线104中。中心环114的两个近端电连接到外导体106上的两个区域。在一个实施例中，中心环114的这两个近端电连接到外导体106的末端上的径向相对的区域。在一个实施例中，中心环114的这两个近端焊接到外导体106的末端。在另一个实施例中，中心环114的这两个近端激光焊接到外导体106的末端。中心环114的这两个近端可以以多种结构连接到外导体106的末端，包括但不限于搭接和对接。在一个可选实施例中，中心环114的这两个近端中的至少一个可以不连接到外导体106的末端。例如，中心环114的这两个近端中的至少一个可电连接到外导体106的邻近于外导体末端的区域。

在一个方法实施例中，当消融装置100用于子宫内膜消融时，图14A中的天线104生成基本上均匀的微波场，所述微波场在子宫中心较集中，而朝向角区域和子宫颈则不那么集中。因此，由天线104产生的消融深度在子宫中心较深，而朝向角区域和子宫颈则较浅。在临床上需要这样的轮廓以改善安全性和效能。在一个实施例中，成形消融轮廓，以消融子宫内膜的大部分基层。在一个实施例中，中心环114由圆形或扁平线制成。可用于制造中心环114的扁平线的实例为由镀有Ag或Au的镍钛诺或不锈钢制成的并具有约0.025”×约0.007”的横截面轮廓的扁平线。这样的环状成形元件不用作微波场的屏蔽罩。这种非屏蔽作用在图14D中的SAR轮廓中是可见的。在图14D中，穿过中心环114的微波场强度不存在锐减。在图14A的实施例中，中心环114大致上为卵形。中心环114的两个近端电附接到同轴电缆102的外导体的两个在周长上相对的区域。在图14A的实施例中，中心环114的宽度为13+/-5mm，中心环114的长度为33+/-8mm。当消融装置100用于子宫内膜消融时，外环112和中心环114都接触子宫内膜组织表面。

中心环114可机械地独立于外环112或机械地附接到外环112。在图14A所示的实施例中，中心环114机械地独立于外环112，并且位于外环112的一侧上。在一个可选实施例中，中心环114的一部分穿过外环112的内部。在一个可选实施例中，中心环114的一部分机械地连接到外环112。这可通过例如使用黏合剂将中心环114的一部分连接到外环112来完成。在一个可选实施例中，中心环114的一个或多个部分通过一个或多个柔性附件机械地连接到外环112的一个或多个部分。

部分中心环114可由或可不由一层或多层天线电介质材料116覆盖。在图14A的实施例中，中心环114的一个或多个或所有金属表面可暴露于装置环境。

外环112和中心环114的部分可由诸如铜、镍钛诺、铝、银或任何其他传导性金属或合金的一段或多段金属制成。外环112和中心环114的一个或多个部分还可由金属化纤维或塑料制成。

图14D和14E分别示出了由具有中心环的类似于图14A中的天线的天线生成的SAR轮廓的正视图和侧视图。在图14D的实施例中，外环112的末端机械地且非传导性地附着到外环112的邻近于外环112末端的区域。因此，外环112具有基本上为线性的近端区域和环状末端区域。在一个实施例中，所述环状末端区域的形状基本上为三角形，如图14D所示。外环112的近端区域上的天线电介质116的外径可比外环112的环状末端区域上的天线电介质116的外径更大或基本上与其相同。外环112的环状末端区域上的天线电介质116可以为具有变化的厚度的有机硅层。外环112可由覆有银或金的诸如镍钛诺的金属制成。中心环114可由覆有银或金的诸如镍钛诺的金属制成。在图14D和14E所示的实施例中，中心环114不覆盖任何天线电介质116。因此，中心环114的金属表面可暴露于周围环境。当在人体内展开时，外环112和中心环114可彼此物理接触，如图14E所示。在图14D中，微波场成形为使得天线104的中心处的消融比天线104的角处的消融更深。对于子宫内膜消融，这在临床上是合意的。图14D和14E还示出了微波场在体积上包围整个天线104。而且，图14D和14E示出了微波场基本上为双侧对称的。图14G示出了由不具有中心环114的图14D中的天线104生成的SAR轮廓的正视图。可通过比较图14D和图14G看出成形元件114的微波效果。图14G示出了未通过成形元件114成形的第一未成形场。当天线104包括如图14D所示的成形元件114时，天线生成如图14D所示的成形微波场。应该指出，图14D和14E中，成形微波场在较图14G中更宽的子宫内膜区域上更均匀地分布。在图14G中，所述未成形的微波场在同轴电缆102的末端处更集中。在用于子宫内膜消融时，诸如图14D和14E中的更均匀分布的成形微波场在临床上是合意的。而且，当图14D中的天线104用于子宫内膜消融时，微波场分布在较由图14G中的天线104产生的微波场更宽的子宫内膜区域上。这可通过比较图14D和14E中的同轴电缆102末端的远端SAR轮廓与图14G中的同轴电缆102的末端的远端SAR轮廓而看出。而且，在图14G中，未成形微波场的一部分延伸到邻近同轴电缆102的末端的足够远的距离处。在图14D和14E中，微波场的可忽略的部分延伸靠近同轴电缆102的末端。因此，图14D和14E中的微波场轮廓较图14G中的微波场轮廓是有优势的，因为其限制了对健康组织的附带损伤。因此，中心环114的存在使微波场成形，以使微波场更分散。在缺少中心环114时，微波场与传输线102的元件(诸如同轴电缆的外导体)相互作用。这导致了不合意的微波场轮廓，例如，如图14G中所示的围绕传输线102的末端集中的场。这种相互作用还导致同轴电缆102的后向发热，所述后向发热导致健康组织的附带损伤。而且，外环112和中心环114的结合产生了更坚固的天线104，在临床使用中，该天线104的性能受扭曲的影响较小。图14D和14E还示出了微波场在体积上包住整个天线104。

而且，图14D中的SAR轮廓展示了可通过单次消融来消融整个子宫内膜。因此，医师不需要在第一次子宫内膜消融后重新放置天线104。所述装置和手术的这种新颖的方面可大大地减少手术所需的时间，并且降低了手术的风险和对医师技能的要求。在此公开的实施例中，将直接微波电介质加热和经组织的热传导相结合来获得期望的治疗效果。热传导均衡了微波场中的任何微小变化，并可产生平滑、均匀的消融。而且，图14D和14E中的SAR轮廓展示了天线104能够消融天线104周围的整个体积，而不是仅仅消融外环112和中心环114的表面之间的体积。而且，图14D和14E的中的SAR轮廓展示了天线104能够消融组织区域，而不会在该组织区域内留下任何未消融组织的“缺口”。而且，图14D和14E中的SAR轮廓展示了由天线104产生的整个微波场被用于消融。所述整个微波场包括外环112周围的微波场、中心环114周围的微波场、外环112和中心环114之间的微波场以及中心环114内的场。而且，图14D和14E中的SAR轮廓展示了微波场存在于外环112周围的所有区域中，并且没有被中心环114屏蔽或反射。因此，在如图14D和14E所示的实施例中，中心环114不用作屏蔽罩或反射体。

可设计天线104的多种实施例，以产生SAR和/或消融轮廓的多种形状。例如，天线104可被设计产生基本上为正方形、三角形、五边形、长方形、圆形或部分圆形(例如，半圆、四分之一圆等)、纺锤状或卵形的SAR或消融图案。

图14F示出了具有图14D中的天线104的消融装置的模拟回波损耗。所述模拟回波损耗在915MHz处显示出良好的匹配(约-11dB)。图14H示出了具有图14G中的天线的消融装置的模拟回波损耗。所述模拟示出了在915MHz处的约为-7.5dB的回波损耗。因此，中心环114的存在还改善了匹配并提高了功率效率。存在中心环114时，微波功率更有效地传递到组织并且不会如消融装置100内部产生的热量那样被浪费。

成形元件114还提高了频率范围(带宽)，天线104在该频率范围内传递可接受的性能。若比较图14F和14H中的图表，在包含成形元件114的实施例中，在-10dB的截止处可接受的频率范围大于0.52GHz(从近似0.88GHz跨越到大于1.40GHz)。在不包含成形元件114的图14G中的可比较的实施例中，可接受的频率范围只有约0.18GHz(从近似0.97GHz跨越到近似1.15GHz)。因此，在第一种情况下，可获得较大的频率范围(带宽)，天线104在所述频率范围内传递可接受的性能。这又允许在天线104的设计中，一般临床使用中天线104的微小扭曲或因微小制造公差的微小扭曲并不会显著影响天线104的性能。

图14DX和14EX分别示出了由具有中心环的与图14D中的天线类似的天线生成的SAR轮廓。图14DX中的实施例的一般结构类似于图14D中实施例的一般结构。然而，在图14DX中，外环112的环形末端区域的两个远端边缘的曲率半径大于图14D中对应的曲率半径。而且，外环112的基本上线性的近端区域的长度小于图14D中对应的长度。图14DX中天线104上的天线电介质116的设计还不同于图14D中天线104上的天线电介质116的设计。在一个实施例中，外环112的近端区域上的天线电介质116由在EPTFE层上覆PEEK层制成。所述PEEK层提高了外环112的近端区域的机械强度。在这个实施例中，外环112的环状末端区域上的天线电介质116为具有变化的厚度的有机硅。外环112的环状末端区域的更近端部分上的有机硅天线电介质116的厚度可以大于外环112的环状末端区域的更末端部分上的有机硅天线电介质116的厚度。外环112可由覆有银或金的诸如镍钛诺的金属制成。中心环114可由覆有银或金的诸如镍钛诺的金属制成。在图14D和14E所示的实施例中，中心环114没有被任何天线电介质116覆盖。因此，中心环114的金属表面可暴露于周围环境。当在人体内展开时，外环112和中心环114可彼此物理接触，如图14E中所示。图14DX和图14EX中天线104的SAR轮廓的临床优势类似于图14D和图14E中天线104的SAR轮廓的临床优势。

图14I和14J示出了消融装置100的微波天线104的形状的两个可选实施例。在图14I和图14J中，未显示中心环114。在图14I中，微波天线104大致上为菱形。沿同轴电缆102的轴测得的微波天线104的最末端区域包括平滑的角。在这个实施例中，微波天线104被预成形以形成如图14I中所示的形状。这样的微波天线104是可压缩的，以使微波天线104能够以压缩的低轮廓结构通过装置的管腔***。在图14I中，设计微波天线104的尺寸和形状以使得当天线104在子宫腔内展开时，沿同轴电缆102的轴测得的微波天线104的最末端区域被子宫底部挤压并变平整，以获得由虚线示出的结构。因此，微波天线104转换为大致上三角形的形状，所述形状适合用于子宫内膜消融。在图14J中，沿同轴电缆102的轴测得的微波天线104的最末端区域包括平滑的弧或弯曲。在这个实施例中，微波天线104被预成形以形成如图14J所示的形状。这样的微波天线104是可压缩的，以使微波天线104能够以压缩的低轮廓结构通过装置的管腔***。在图14J中，设计微波天线104的尺寸和形状以使得当天线104在子宫腔内展开时，沿同轴电缆102的轴测得的微波天线104的最末端区域被子宫底部挤压并变平整，以获得由虚线示出的结构。由此微波天线104转变为大致上三角形的形状，所述形状适合用于子宫内膜消融。在一个可选实施例中，微波天线104具有弹性、超弹性或形状记忆特性。在这个实施例中，通过装置的管腔而在子宫腔内展开后，微波天线104恢复其形状。图14K示出了通过14K-14K平面的微波天线104的基本为圆形的横截面。图14L示出了通过14L-14L平面的微波天线104的两个可选横截面。在图14L中，一个可选横截面为长方形，而另外一个可选横截面为卵形。

图14M-14O示出了包含大致为三角形形状的微波天线104的消融装置100的多种实施例。在图14M中，消融装置100包括同轴电缆102、外环112和中心环114。消融装置100还包括与图14R中的细长的金属导体168类似的细长的金属导体168。细长的金属导体168的近端电连接到同轴电缆102的外导体106的末端。金属导体168的末端非传导性地附着到外环112的末端158。金属导体168赋予外环112机械稳定性并成形微波场。在图14N中，消融装置100包括同轴电缆102、外环112和中心环114。在这个实施例中，外环112的一个邻近于同轴电缆102末端的区域与外环112的另一个邻近于同轴电缆102末端的区域电短路。在图14O中，消融装置100包括同轴电缆102、外环112和中心环114。在这个实施例中，外环112的区域与外环112的其他区域电隔离。因此，外环112不存在两个导电连接的区域。

图14P-14R示出了中心环114的多种可选实施例。图14P-14R中的中心环由镀有Ag或Au的镍钛诺或不锈钢制成。中心环114可被或可不被预成形。中心环114的横截面可以为圆形或长方形或卵形。中心环114可以为多股的。在图14P中，中心环114的形状为大致上卵形并具有13+/-5mm的宽度和约35+/-8mm的长度。在图14Q中，中心环114的形状为大致上卵形并具有13+/-5mm的宽度和约27.5+/-8mm的长度。在图14R中，中心环114的形状为大致上卵形并具有13+/-5mm的宽度和约35+/-8mm的长度。在图14R中，消融装置100还包括一个或多个额外的细长的金属导体168，所述细长的金属导体168电连接到外导体106的末端。细长的金属导体168的末端连接到天线104的一个区域，以赋予天线104机械稳定性并成形微波场。在一个实施例中，细长的金属导体168的末端通过非传导性连接而连接到天线104的一个区域。可利用在此公开的多种元件的组合来设计多种天线104。可利用在此公开的辐射元件112和在此公开的成形元件114的任何组合来设计多种天线104。例如，图14I-14O中的外环112的设计可以与图14P-14R中的中心环114的设计结合，以生成多种天线104。

图14S和14T示出了机械地可展开的天线的两种结构。在图14S中，天线104包括外环112和中心环114。在图14S中，天线104为非工作结构。在这个实施例中，用户可通过使用机械展开***来展开天线104。图14S和14T中的实施例中的机械展开***是附着到外环112的一个区域的可拉动并可释放的拉线170。拉线170可由金属或非金属(例如聚合物材料)制成。当沿近端方向拉动拉线170时，外环112扭曲。所述扭曲使得天线104获得如图14T所示的工作结构。在这样的一个实施例中，拉线170用于将天线104从非工作结构转换到工作结构，这是具有优势的，因为并不需要组织力来正确展开天线。这允许天线104制造得更坚硬。一个或多个拉线170可附着到天线104的一个或多个区域，以可控地改变天线104相对于同轴电缆102末端的轴的方向。这可用于在进行例如腹腔镜检查手术时将天线104以相对于目标组织的期望的方向放置。而且，机械展开***允许用户获得关于天线104的正确展开的反馈。这消除了对天线104的后期展开可视化以确认正确展开的需求。例如，如图14S和14T所示的机械展开***允许用户通过在使用拉线170时感受到的力来获得关于天线104的正确展开的可触知的反馈。在另一个实施例中，如图14S和14T所示的机械展开***允许用户视觉地观察拉线170的移动范围，所述移动范围与天线104的展开范围相互关联。

图14U示出了微波天线的一个实施例的纵向无约束且横向未压缩的结构。在图14U中，消融装置100包括包含外环112和金属中心环114的天线104。这种结构的外环112为更卵形的形状。外环112的末端通过非电传导向的连接而连接到外环112的近端部分。天线104的最大横向宽度尺寸约为2.7cm。中心环114的横向宽度可为1.6cm+/-0.6cm，并且中心环114的纵向长度可为约3.5cm+/-1cm。

图14V示出了图14U中所示的微波天线的实施例的纵向受约束且横向未压缩的工作结构。在图14V中，外力用于使天线104的最末端部分扭曲。在图14V中，手指用于使天线104的最末端部分变形，以将外环112从更卵形的形状改变为所示出的更三角形的形状。这时，外环112的最大横向宽度尺寸约为3.5cm。从同轴电缆102的末端直到天线104的最末端部分，天线104的纵向长度约为3.8cm。这模拟了实际临床使用中子宫内膜消融过程中天线104的基底经受的扭曲形。图14V所示的结构为天线104的工作结构，其中天线104可用于子宫内膜消融。因此，在此的天线104的若干实施例可以以三种结构存在：在第一结构中，天线104横向受压，以通过管腔或开口***；在第二结构中，在没有对天线104施加明显的外部扭曲力的情况下，天线104在纵向未受约束并且在横向上未压缩；以及在第三结构中，在天线104上存在外部扭曲力的情况下，天线104纵向受约束并且横向未压缩。所述第三种结构为实际工作结构。

图14W示出了图14U和14V中的微波天线在折叠组织片中的布置。在图14W中，维持在37摄氏度的猪肌肉组织厚片被折叠一次。由组织褶皱包围的腔近似地模拟了子宫腔。此后，图14U和14V中的天线104***到足够的深度，使得天线104的最末端区域因猪组织而扭曲，以获得图14V所示的工作结构。此后，猪组织被消融。所述消融在由微波发生器在0.915GHz传递的40W的微波功率下进行了90s。虽然在这个实验中，在整个消融过程中使用了40W的恒定功率，但在临床使用中，微波发生器传递的功率量级在整个消融过程中可以是不恒定的。

如果我们假设微波发生器传递的总微波能量的约85％最终由天线104传递到组织，则传递到组织的总能量约为3,000焦耳。由于图14W中使用的组织被设计为用于模拟子宫内膜组织，可设计子宫内膜消融手术，其涉及将约3,000焦耳的微波能量传递到子宫内膜。而且，可设计子宫内膜程序，将少于3,000焦耳的微波能量传递到子宫内膜。这可通过以下方式完成，例如，对子宫进行预治疗，在月经期刚结束后安排患者消融等等。

在图14V中，处于工作结构的大体上平整的天线104的总面积约为6.7平方厘米。因此，由天线104传递的微波能量传递到两个相对的组织表面，每个约测为6.7平方厘米。再次，如果我们假设微波发生器传递的总微波能量的约85％最终由天线104传递到组织，则传递到组织的总功率约为每平方厘米组织2.5瓦特。而且，可设计子宫内膜消融程序，使得在传递以小于每平方厘米子宫内膜表面2.5瓦特的微波功率时获得期望的临床效果。这可通过以下方式完成，例如，子宫的荷尔蒙预治疗，通过D&C的子宫机械预治疗，在月经期刚结束后安排患者消融等等。

图14X示出了图14W中的未折叠组织片和从微波天线获得的消融，所述图14W示出了图14U和14V中处于纵向受约束且横向压缩的工作结构的微波天线的布置。应注意，所述消融的形状大致上为三角形。子宫中的这种消融能够消融整个子宫内膜，以治疗月经过多。

图14Y示出了在图14W所示的消融之后的被消融组织的未折叠的视图。图14Z示出了通过图14Y中的14Z-14Z平面切开的被消融组织的视图。由图14Z看出，消融是均匀的且跨越了组织的全部厚度。没有在任何地方发现碳化。因此，产生了跨越组织的全部7-9mm的深度的透壁消融。图14AA示出了通过图14Y中的14AA-14AA平面切开的被消融组织的视图。与图14Z类似，图14AA显示出消融是均匀的，并且跨越了组织的全部厚度。没有在任何地方发现碳化。因此，产生了跨越组织的全部7-9mm的深度的透壁消融。而且，应注意到，损伤在中心处较深，并且朝向损伤的***较浅。在临床上期望的这样的消融，因为朝向子宫中心的子宫内膜的厚度较大，而在角区域和朝向子宫下区域的子宫内膜的厚度较小。而且，如有需要，可通过使用以下的一种或多种方法产生较深的损伤：提高由微波发生器的传递功率，增加消融时间，通过暂时堵住子宫动脉来阻挡血液流向子宫等等。而且，如有需要，可通过使用以下的一种或多种方法产生较浅的损伤：降低微波发生器的传递功率，减少消融时间，使冷却剂在人体内循环等等。

图15A示出了用于子宫内膜消融的优化的微波消融装置的天线的视图，其包含单个辐射元件和两个成形元件。在图15A中，天线104包括大致上位于天线104中心的开环形状的辐射元件112。辐射元件112的末端158邻近于传输线102的末端。辐射元件112的末端158指向近端方向。在一个实施例中，辐射元件112为同轴电缆102的内导体108的延续。辐射元件112的至少一个近端部分由诸如同轴电缆102的电介质110的天线电介质116覆盖。辐射元件112的总长度约为约110+/-20mm或为915MHz处的有效波长的约四分之三。在一个实施例中，天线电介质116可位于传输线102的末端。这种天线电介质116可包住辐射元件112的近端部分、辐射元件112的末端158以及环状成形元件114的近端部分。除了局部地改变天线104的电介质特性之外，这种天线电介质116还用于将天线104的多个部分机械地保持在一起。可以辐射元件112上的天线电介质的量，以调谐天线104并成形由天线104产生的微波场轮廓。如所示出的，天线104还包括位于辐射元件112的任一侧上的两个成形元件114。在一个实施例中，两个成形元件114由两段覆盖有天线电介质116的导线形成。两个成形元件114中的每一个的近端传导性地连接到同轴电缆102的外导体106。在一个实施例中，每个成形元件114的长度约为110+/-20mm或约为915MHz处的有效波长的四分之三。每个成形元件114的末端结合在一起，以使其形成如图15A所示的共同段。从辐射元件112发射的微波场与这两个成形元件相互作用，并由这两个成形元件114成形且重新分布。这又增加了所产生的损伤的尺寸。微波场轮廓基本上被限制到辐射元件112和两个成形元件114的区域，而基本上没有延伸到同轴电缆102。在此，图15A中的实施例中的同轴电缆102为来自康奈提格州、丹伯里的Insulated Wire公司的IW70同轴电缆。这种电缆中的内导体为具有0.018英寸外径的、镀有Ag的Cu。外导体由镀有Ag的Cu制成。最外层为特氟纶外套。同轴电缆的总外径为0.068英寸。这种IW70电缆只用作实例。可使用若干其他同轴电缆或其他微波传输线来构造此处的任何装置。在此公开的任何一个实施例中，同轴电缆102可包括由镍钛诺线制成的内导体108，所述镍钛诺线具有由Ag、Au、Pt或其他任何一种高传导性金属制成的外覆层或镀层。可用于在镍钛诺线上增加外层的方法的实例包括但不限于：电镀、电沉积或覆层。在一个实施例中，同轴电缆102的剩余元件(电介质110、外导体106和外套118)的设计与IW70电缆中的相同。所述镍钛诺线可具有形状记忆或超弹性性能。在一个实施例中，镍钛诺线的一个或多个部分被热成形为期望的几何形状。

图15B示出了用于消融手术的、图15A中的天线在两个相对组织表面之间的的布置和获得的作为结果的消融图案。在图15B中，使用两片处于37℃的猪肌肉组织来展示消融轮廓。为了产生图15B中的损伤，从0.915MHz的微波发生器传递90-100W的消融功率，并且消融时间为60s。图15B示出了没有碳化的基本上均匀的消融，其模拟了子宫内膜消融。

图15C示出了展示了透壁损伤的图15B中的组织的反面。而且，图15C示出了在损伤图案中没有缺口。而且，损伤深度朝向损伤的边缘逐渐变浅。因此，天线104能够以在子宫中心产生较深的损伤而在子宫区域的角和下部产生较浅的损伤的方式来消融子宫内膜。

图15D示出了包含单个辐射元件和两个成形元件的天线的一个实施例的视图。在这个实施例中，环状辐射元件112从传输线102的末端露出。如所示出的，辐射元件112的近端部分由天线电介质116覆盖。辐射元件112的末端也包围在天线电介质116内。两个成形元件114对称地位于辐射元件112的任一侧上。两个成形元件114的末端电连接到传输线的一部分(例如，同轴电缆102的外导体)的末端。成形元件114的自由端指向近端方向并且位于天线电介质116内。成形元件114的自由端彼此导电，并且与辐射元件112的部分电绝缘。除了局部改变天线104的电介质特性之外，这种天线电介质116还可用于将天线104的不同部分机械地保持在一起。

图15E示出了包含单个辐射元件和两个成形元件的天线的一个实施例的视图。图15E中天线104的实施例与图14D中天线104的实施例类似。然而，在这个实施例中，成形元件114的近端电连接到传输线的位于传输线102的末端附近的部分(例如，同轴电缆102的外导体)。

图15F示出了包含单个辐射元件和单个成形元件的天线的一个实施例的视图。在这个实施例中，辐射元件112远端地从传输线102的末端露出。成形元件114的一端机械地连接到传输线102的末端。辐射元件112和成形元件114相互交叉并连接到传输线102的邻近于传输线102末端的区域。辐射元件112机械地、非传导性地连接到传输线102的邻近于传输线102末端的区域。反之，成形元件114电连接到传输线102的邻近于传输线102末端的区域。辐射元件112可由天线电介质116覆盖。在这种情况下，微波场的一部分位于传输线102末端附近。辐射元件112和成形元件114中的一个或两者的长度可约为微波能量的有效波长的四分之三。

图15G示出了包含单个辐射元件和两个成形元件的天线的一个实施例的视图。图15G中天线104的设计与图15A中天线104的设计类似。然而，在图15G中的实施例中，两个成形元件114没有相互结合。而且，两个成形元件114的末端在比图15A中天线104上相应的终点更末端处终止。而且，在图15G中，天线电介质116层可用于覆盖天线104和传输线102之间的连接区域。在一个可选实施例中，图15G中成形元件114的长度可以比微波能量的有效波长的四分之三更长。

图15H示出了包含单个辐射元件和两个成形元件的天线的一个实施例的视图。在这个实施例中，辐射元件112与图15A中的辐射元件类似。如所示出的，第一成形元件114为闭环并位于辐射元件112的周围。所述闭环的两端都电连接到传输线102的末端的一部分。天线104还包括线性成形元件114，其设置为与传输线的末端平行并位于天线104的中心。线性成形元件114也电连接到传输线102末端的一部分。线性成形元件114的末端邻近于天线104的最末端终止。

图15I示出了包含单个辐射元件和单个成形元件的天线的一个实施例的视图。在这个实施例中，辐射元件112与图15A中的辐射元件112类似。如所示出的，成形元件114为心形并位于辐射元件112周围。成形元件114电连接到传输线102的末端的一部分。

图15J显出了包含多个辐射元件和多个成形元件的天线的一个实施例的视图。多个成形元件114电连接到传输线102的一部分。多个辐射元件112中的一些或所有可由天线电介质116覆盖。多个辐射元件112和多个成形元件114以交替方式放置，以增强多个辐射元件112和多个成形元件114之间的微波场的交互耦合。虽然该实施例示出了4个辐射元件112和3个成形元件114，包含2-64个的辐射元件112和2-64个的成形元件114的可选实施例也是可能的。

图15K示出了包含单个辐射元件和螺旋形成形元件的天线的一个实施例的视图。天线104包括环状辐射元件112。天线电介质116至少覆盖辐射元件112的末端。辐射元件112的长度可以为微波能量的有效波长的四分之三。螺旋形设置的成形元件114可以为同轴电缆102的外导体的延续，或可以为电连接到传输线102的屏蔽元件102的传导性元件。

图15L示出了包含单个辐射元件和两个成形元件的天线的一个实施例的视图。在图15L中，环状辐射元件112具有大致上位于天线104的轴的中心的末端158。环状辐射元件112可由同轴电缆102的内导体的延续形成并由天线电介质116覆盖。辐射元件112的长度可以为微波能量的有效波长的四分之三。在示出的实施例中，两个成形元件114不相同且设置在辐射元件112的任一侧上。在一个实施例中，两个成形元件114由同轴电缆102的外导体的延续形成。在一个可选实施例中，成形元件114可相同，并且可对称设置在辐射元件112的任一侧上。

图15M示出了包含单个辐射元件112和环状成形元件的天线的一个实施例的视图。在图15M中，辐射元件112可在设计上与单极天线类似。在一个实施例中，环状辐射元件114的近侧可由同轴电缆102的外导体的延续形成。环状辐射元件114的远侧可由附着到同轴电缆102的外导体的延续的细长的导体形成，以闭合环。在一个可选实施例中，单个导体可用于形成环状成形元件114。环状成形元件114的近端电连接到传输线102的屏蔽元件。

图15N示出了包含单个辐射元件和两个成形元件的天线的一个实施例的视图。在图15L中，具有末端158的辐射元件112为波浪状或Z字形结构，并且大致上位于天线104的中心。辐射元件112可由同轴电缆102的内导体的延续形成，并且由天线电介质116覆盖。辐射元件112的长度可以为微波能量的有效波长的四分之三。辐射元件112的结构的宽度在末端方向逐渐增加。在所示出的实施例中，两个成形元件114设置在辐射元件112的任一侧上。

图15O-15Q示出了包含确保天线104在人体内正确展开的机制的天线104的实施例。在图15O中，辐射元件112和成形元件114中的一个或两者可由诸如镍钛诺的形状记忆或超弹性材料制造。天线104包括覆盖有天线电介质116的辐射元件112。辐射元件112与传输线102的末端成一角度而露出。如图15O所示，辐射元件112以折弯的形状展开。成形元件114电连接到传输线102的屏蔽元件。如图15Q所示，成形元件114以折弯的形状展开。辐射元件112和成形元件114中的一个或两者的长度约为微波能量的有效波长的四分之三。天线104的形状记忆或超弹性特性使天线104在人体内正确展开。图15P中天线104的设计基本上与图15O中的天线104类似。然而，在图15P中，天线104可由或可不由形状记忆或超弹性材料制成。图15P中的天线104嵌入坚硬或柔性的天线电介质116的基本上平坦的区域中。天线电介质116固定辐射元件112和成形元件114的相对位置，从而确保在人体内正确展开。图15Q中的天线104的设计基本上与图15O中的天线104类似。然而，在图15Q中，天线104可由或可不由形状记忆或超弹性材料制成。图15P中的天线104包括一个或多个支柱形式的坚硬或柔性的天线电介质116，或用于连接辐射元件112和成形元件114的连接元件。天线电介质116支柱或连接元件固定辐射元件112和成形元件114的相对位置，从而确保在人体内正确展开。

在一个方法实施例中，为用户提供了两个尺寸的天线104。用户可基于手术前的评估选择适合的天线104尺寸。在一个实施例中，两个天线彼此成比例。在另一个实施例中，并非所有天线104的元件都以相同的比例按比例放大或缩小。例如，辐射元件112上电介质的厚度的比例可与辐射元件112的尺寸比例相同或不相同。两个天线104的元件的结构材料可相同或不同。可在一个或多个不同尺寸的天线104上增加额外的元件。较大的天线104可用于治疗位于某些较大尺寸范围内的目标组织，较小的天线104可用于治疗位于某些较小尺寸范围内的目标组织。这两个尺寸范围可重叠或不重叠。装置使用期间的使用参数(例如，能量传递时间、能量传递功率等等)可相同或不相同。用于计算这些使用参数的公式可相同或不相同。

在一个方法实施例中，在消融过程中，微波能量传递的占空比可改变。在一个这样的实施例中，在消融的初始阶段，微波能量以较高占空比传递；在消融的随后阶段，微波能量以较低占空比传递。在一个这样的实施例中，在初始阶段连续地(即，以100％占空比)传递微波功率，以将目标组织的温度提高到期望的水平或期望的温度范围内。此后，微波功率以小于100％的占空比传递，以在期望的时间阶段内将目标组织的温度维持在期望的水平或期望的温度范围内。在一个实施例中，目标组织的期望的温度水平为55-75℃。在一个实施例中，由微波发生器在预编程时间之后自动实施微波占空比的改变。

可通过微波发生器基于血液脉动流的输入数据自动改变微波占空比。在一个例子中，在血流量较多期间，可使用较高的占空比；在血流量较少期间，可使用较低的占空比。这将避免能量的过度传递。在另一个实施例中，在血流量较少期间，可使用较高的占空比。这可用于例如获得较大量的消融。在一个实施例中，对***编程以实施使用温度反馈来调节治疗期间的占空比的疗法。对微波功率传递的占空比的这样的控制可用于在此公开的任何治疗中，包括但不限于：微波子宫内膜消融、心脏的部分消融、脉管组织的消融等等。

设想类似的方法和装置实施例，其中，传递到组织的微波功率的大小发生变化，而不是占空比发生变化。其传递的是增加的微波功率，而不是增加占空比，并且其传递的是减少的微波功率，而不是减少的占空比。

可通过经食道的方法将包含微波天线和一个或多个可操纵或不可操纵的导管的治疗元件引入到食管内。此后，所述治疗元件用于消融异常食管表层，以治疗巴来特食道症。可通过经子宫颈的方法将包含微波天线和一个或多个可操纵或不可操纵的导管的治疗元件引入到子宫腔内，以消融子宫内膜或其他子宫壁组织。超声波成像装置可用于显现人体和/或所述治疗元件。所述治疗元件可用于使天线104与人体管腔的纵向轴垂直或平行。天线104可相对于人体管腔或腔的纵向轴移动。例如，可相对于纵向轴旋转或移动天线104，以将天线104放置在人体管腔或腔的多个位置。这样移动天线104可用于定位天线104，以消融或治疗整个腔或管腔壁，或腔或管腔壁的整个周长区域。

如图3D所示的螺旋形天线104的结构特别适合于与一个或多个人体腔或管腔的内膜接触。除了在此公开的其他移动之外，螺旋形天线104的外径和/或长度可改变，以获得与目标组织的更好接触。例如，图3D中的螺旋形天线104的外径可增加，以提高通过天线104施加到周围组织的力。在一个具体实施例中，螺旋形天线104用于加热目标静脉的一个或多个区域，用于治疗静脉返流性疾病。天线104的螺旋形结构可通过以下的一个或多个方法产生：将天线104引入螺旋形引入导管或管中，持有预成形的螺旋形天线104，拧曲附着到天线104的一部分的足够坚硬的装置，以及拉动或推动附着到天线104的一部分的足够坚硬的装置。

在此公开的任何一种消融装置100或用于引入消融装置100的引入导管或护套可包括流体输送管腔。所述流体输送管腔可从消融装置100或引入导管或护套的近端区域延伸直到消融装置100或引入导管或护套的被放置在患者身体内的末端区域。所述流体输送管腔可用于以下的一种或多种情况：使液体或气体从人体排出；将液体(例如***、造影剂、烧灼剂、酒精、热冷却剂、围绕天线104的流体电介质媒介、抗生素和其他药、盐和冲洗溶液)引入到身体内；将气体(例如用于使诸如子宫或腹腔的腔扩张或用于检测腔穿孔的二氧化碳)引入到人体内；提供吸力以收缩天线104周围的组织区域。吸力可提供到腔(例如，子宫腔)内，以增加天线104与腔内层的接触。当诸如二氧化碳的气体用于使子宫腔扩张和/或探测子宫穿孔时，气体可以以介于20-200mmHg的压力传输。

包含此处公开的任何一种消融装置100的在此公开的任何一种装置可包括装置输送管腔。所述装置输送管腔可从被放置在患者身体内的期望位置处的消融装置100的近端区域延伸直到该消融装置100的末端区域。所述装置输送管腔可用于以下的一种或多种情况：将一个或多个细长的诊断和/或治疗装置引入人体内，通过引导线或其他引入装置来引入消融装置100，以及引入成像或可视化装置。

在此公开的任何一种装置可包括冷却模式，以冷却装置的一个或多个区域。例如，装置可包括冷却外套或其他冷却模式，以冷却装置表面、装置的轴以及装置的天线中的一个或多个。

在此公开的任何一种装置可包括阻抗测量模式、温度测量模式以及电生理学信号测量模式中的一个或多个。在一个实施例中，在此公开的装置包括辐射温度传感模式。这种辐射温度传感模式可用于组织的表面或较深区域的非侵入性测量。这又能用于通过该装置获得关于能量传递的效力的实时反馈。

在此公开的任何一种天线104可包括额外的展开特征，所述展开特征用于使天线104从非工作结构转换到工作结构，在非工作结构下，天线104不能执行或次-最佳地执行期望的功能；在工作结构下，天线104能够执行期望的功能。在一个实施例中，可使用拉线来拉动天线104的一个或多个区域，以将天线104的形状从非工作结构改变到工作结构。在另一个实施例中，包含同轴电缆102的足够坚硬的轴可用于抵靠着组织来挤压天线104的一个或多个区域，以将天线104的形状从非工作结构改变到工作结构。

在此公开的任何一种天线104可包括微波屏蔽或吸收元件，或可与微波屏蔽或吸收元件结合在一起使用。所述微波屏蔽或吸收元件可屏蔽由天线104发射的大部分或部分微波场。微波屏蔽或吸收元件的例子包括但不限于：可膨胀的或不可膨胀的气球、填充有空气或循环或不循环流体的空心结构、金属线或网状物、金属薄膜或其他平坦的结构、凝胶或其他可适应的结构、由水填充或润湿的结构、被设计为在天线104表面上循环一种或多种流体的结构、冷却模式以及由电介质材料制成的机械间隔物。在一个具体的实施例中，微波屏蔽或吸收元件为盘状。在另一个实施例中，微波屏蔽或吸收元件相对于辐射元件112可滑动地放置。在这个实施例中，可通过相对于辐射元件112滑动微波屏蔽或吸收元件来改变由天线104发射的微波场的形状。在一个这样的实施例中，管状微波屏蔽或吸收元件围绕基本上为线性的天线104。可通过相对于天线104滑动微波屏蔽或吸收元件来改变微波场形状的长度和由天线104产生的损伤的长度。这样的与在此公开的天线104结合在一起的微波屏蔽或吸收元件可用于消融组织的局部区域(例如，子宫内膜或脉管内膜的一部分)或只消融组织的单个表面(例如，子宫内膜的单个表面)。

在此公开的任种一个天线104可包括约束元件或可以与约束元件结合在一起使用，所述约束元件不仅成形天线104的微波场轮廓，而且机械地成形天线104。在***到目标组织附近或目标组织内之前，可通过约束元件146机械地约束天线104。将天线104约束在引入导管或护套内的原理已在前面公开。图16A-16D示出了约束元件146的一个实施例的多种视图，所述约束元件146适用于约束天线104，以改变或约束天线104的形状。在一个实施例中，约束元件146包括基本为长方形的腔或凹槽166或腔室、间隙、孔或口袋，其被设计为将天线104约束为更长方形的形状。这样的被约束天线104可用于组织的深度或表面消融。在一个实施例中，通过将天线104放置在目标组织和约束元件146之间，受约束的天线104可用于消融软组织。约束元件146可用作屏蔽，以通过防止在天线104的与目标组织相对的侧上的任何消融来保护相关组织不受损害。约束元件146可包括用于屏蔽微波的一个或多个金属元件。约束元件146可由合适的电介质材料制成，所述电介质材料包括但不限于：PTFE、EPTFE、有机硅和ABS。在另一个实施例中，受约束的天线104用于在体腔内消融人体器官。受约束的天线104可用于消融器官的表面，例如器官的外表面。图16A示出了约束元件146与被放置在约束元件146内的消融装置结合在一起，以将天线104约束在长方形腔或凹槽166内的视图。在图16A的实施例中，天线104包括辐射元件112和与同轴电缆102的外导体电接触的成形元件114。天线104被机械地约束天线104的约束元件146围绕。图16B示出了包含能够用于机械地成形天线104的腔或凹槽166的约束元件146的透视图。图16C为示出了腔或凹槽166的图16B中的约束元件146的侧视图。图16D示出了通过16D-16D平面的约束元件146的截面视图。约束元件146的实施例可以与在此公开的任何天线104结合，以减少天线104一侧上的微波场强度。

在此公开的任何装置和元件可以受控于机器人控制。此外，在此公开的任何装置可以通过利用机器人***被引入和/或引导和/或操作。这些机器人***的实例包括但不限于Hansen Medical有限公司研制的Sensei^TM机器人导管***和Intuitive Surgical有限公司的da Vinci外科手术***。例如，用于引入天线104的任何引入护套可以为具有引入管腔的机器人导管。

在此公开的任何装置可以经由一个或多个细长的护套或导管的一个或多个管腔引入和/或操作。可以使用若干这样的包含消融装置和一个或多个细长的护套和导管的治疗元件。例如，可设计包含可滑动地放置在引入护套的管腔内的消融装置100的治疗元件。一个或多个这样的引入护套或导管可包括一个或多个操纵机制。这些操纵机制的例子包括但不限于：拉线、预成形的管状护套或探针结构。

在此公开的任何装置可沿装置或天线104的长度具有变化的弹性。

在那些要求装置连接到辅助部件(例如，电源、成像监视器，流体源等等)的情况下，所述装置的手柄可包括期望的连接装置。

在此公开的任何心脏诊断或治疗手术可以包含放置在心包空间内或心外膜周围的心包装置的应用。心包装置可以子剑状突起的方法***。这些装置可用于以下的一种或多种：防止过度消融，确认消融的透壁性，冷却周围人体，防止对膈神经或食管的不必要的损伤等等。在一个这样的实施例中，ICE(心脏内超声波心动图)探针可***到心包空间内或心外膜周围。ICE探针可用于可视化一个或多个装置和/或一个或多个人体区域。在另一个实施例中，可偏转装置***到心包空间内或心外膜周围。所述装置偏转或受操纵，以在心脏后方与食管之间产生空间或增加其间的距离。这可用于增强心脏消融手术的安全性。在另一个实施例中，食管保护装置***到心包空间内或心外膜周围，使得该装置被放置在心脏后方和食管之间。这样的装置可用于防止食管在心脏消融手术中受到损伤。这样的装置的例子包括但不限于：可充气装置、间隔装置、具有冷却机制的装置等等。在一个实施例中，将包含一个或多个适合于电生理学映射的电极的映射导管***到心包空间内或心外膜周围。所述映射导管可用于测量来自心脏组织的电生理学信号。在一个实施例中，映射导管用于确认损伤的透壁性。在一个实施例中，映射导管可用于映射心脏组织内电生理学信号的激发模式。在一个实施例中，所述心包装置为在人体内传送一种或多种流体的中空导管。在此提到的任何流体可由这样的导管传送。在一个实施例中，心包装置包含一个印刷在一个平面基体上的天线，如图5A所示。在一个实施例中，心包装置包括消融模式(例如，微波天线、射频电极等等)来消融一个或多个心脏区域，以治疗以下的一种或多种：心房颤动，心动过速，心房扑动和其他心律失常。心包装置可用于在心包空间内或心外膜周围展开用于3-D外科电解剖导向***的导向标记。使用这种导向标记的***的例子包括但不限于：Carto导向***(Biosense-Webster，Diamond Bar，CA)和EnSite NavX***(St.Jude Medical，St.Paul，MN)。在一个实施例中，所述心包装置为用于引入多个映射导管的中空导管。每个映射导管可具有拴绳。多个映射导管中的每一个的拴绳可以向后折叠至中空导管内。

在此的任何一个方法实施例中，可通过人体成像获得手术前的人体数据。人体数据可用于调整方法，以使其适合特定患者。在一个实施例中，人体数据用于调整消融装置100的尺寸和形状参数。在另一个实施例中，人体数据可用于确定治疗参数，例如消融功率、消融时间等等。人体数据可通过以下的一个或多个获得：使用或不使用造影剂的超声波成像，使用或不使用造影剂的荧光镜或X射线成像，使用或不使用造影剂的MRI，PET扫描，内窥镜检查，以及使用机械尺寸确定装置(例如，子宫探子，具有距离标记的细长装置，等等)。

在此公开的消融装置100可以在不使用任何额外的成像模式的情况下摸索地***和/或使用。

在此公开的消融装置100可在内窥检查(例如，使用子宫镜、膀胱镜、内窥镜、腹腔镜、柔性内窥镜等等)下***和/或使用。

在此公开的消融装置100可在超声波引导下***和/或使用。

在此公开的消融装置100可在放射线引导下***和/或使用。在一个实施例中，消融装置100在X射线或荧光镜引导下使用。消融装置100可包括一个或多个不透射线标记，以能够在X射线或荧光镜引导下可视化消融装置100的一个或多个区域。

消融装置100可包括可视化模式或装置，以耦合到可视化模式。在一个实施例中，可视化模式(例如，光纤或其他光学成像模式、超声波导管等等)可以嵌入到消融装置100和/或引入导管148的壁中。在另一个实施例中，可视化模式(例如，光纤或其他光学成像模式、超声波导管等等)可经由消融装置100或引入导管148的管腔引入。

消融装置100可包括一个或多个可填充气体或液体的气球，用于执行以下中的一个或多个：放置天线104，提供冷却模式，使天线104能够和目标组织更好地接触，以及展开天线104。

尽管大部分公开内容使用同轴电缆作为传输线的实例，可使用可选的传输线来传输微波。这样的用于传输微波能量的可选的传输线的实例包括但不限于：波导管、微带线、带状线、共面波导管和矩形同轴传输线(RectaX)。在这样的实施例中，成形元件114可与传输线的屏蔽元件导电。例如，对于带状线，其中屏蔽元件为两个接地平面的组合，成形元件114可以与两个接地平面的组合电连接。例如，对于中空金属波导管，其中屏蔽元件为电传导壁，成形元件114可以与所述电传导壁电连接。

在此记载的一个或多个元件可包括一个或多个额外的治疗模式。这些额外的治疗模式的实例包括但不限于：包含射频消融电极的射频电极、加热元件、冷疗元件、用于发射激光和其他放射物的元件、用于引入一种或多种流体的元件等等。例如，辐射元件112和/或成形元件114可包括多个射频消融电极。这样的射频消融电极使得在此公开的装置能够与其他模式(例如射频消融)结合使用。在此记载的一个或多个元件可包括一个或多个额外的诊断模式。这样的诊断模式的实例包括但不限于：温度传感器、阻抗传感器、电生理学信号传感器、可视化元件，等等。例如，辐射元件112和/或成形元件114可包括多个温度传感器。

在此公开的一个或多个装置可包括一个或多个光滑涂层。在此公开的一个或多个装置可包括一个或多个热绝缘区域，以保护非目标组织。

即使被设计为不与组织精确接触，天线104也能运转良好，但如果在消融之前就确定了天线104的正确定位，则可具有优势。例如，如果天线104没有以优选的工作结构展开，产生的损伤可能没有最佳治疗效果。在此的本发明还包括可用于在消融之前确定天线104的正确定位的不可见的集成装置。所述方法采用反射计确定正确定位。如果天线没有被正确放置，则天线不会得到很好的匹配。在这种情况下，对于特定范围的入射功率(发送至天线的功率)，测得的反射功率将不会在正常的范围内。因此，通过测量反射功率是否在正常范围内，我们可以获知天线是否正确定位。这样的程序实例如下：1、进行一系列在目标组织中正确放置天线的实验；2、在将天线正确放置在目标组织内的情况下，对于特定范围的入射功率水平，测量所有实验中的反射功率水平；3、如果天线被正确放置在目标组织内，则确定期望的反射功率水平的“正常范围”；4、在子宫内膜消融手术过程中，测量反射功率水平；5、如果反射功率水平在正常范围内，则推断天线被正确定位，如果反射功率水平不在正常范围内，则推断天线没有被正确定位。作为可选的附加步骤，通过故意使天线以不完善或错误的结构展开，可以进行天线在目标组织中被错误定位时的一系列试验。这用于确定如果天线没能在目标组织内正确放置时，所期望的入射功率水平的“非正常范围”。

反射功率水平可通过以下方式测量：1、使用外部功率计；或2、使用内置在微波发生器内的功率计。

可设计天线104的各种额外的实施例，其中，辐射元件112为直的或弯曲的或折弯的或预成形的单级天线。

在此的任何一个方法实施例中，可通过以下的一个或多个方法来加深或拉长或加宽损伤的尺寸：增大微波发生器传递的功率，增加消融时间，暂时减少人体的血流量，人体预处理，等等。而且，可通过以下的一个或多个方法来使损伤尺寸变浅或变窄：减小微波发生器传递的功率，缩短消融时间，在人体中循环制冷剂，人体预处理，等等。

由在此公开的任意天线104所产生的微波场可通过各种机制而朝向某个特定方向。例如，可将微波反射器(例如，金属网)放置在平坦的或平面的消融部分的一侧，以在所述平坦的或平面的消融部分的另一侧产生较高的微波能量强度。一个或多个微波吸收或屏蔽或反射物质可与在此公开的实施例结合使用，以使微波场朝向某个特定方向。在一个实施例中，整个或部分成形元件114被设计为用作微波屏蔽罩或反射体或吸收体。

在此公开的装置可被构造为使其中的天线相对于紧邻天线104的同轴电缆102的区域具有多种方向。例如，在此的装置可被设计为具有与紧邻天线104的同轴电缆102的区域的平面大致平行的或在所述平面上的天线104。所述装置也被可设计为使其天线104具有与紧邻天线104的同轴电缆102的区域成一定角度(例如，90+/-20度、45+/-20度)的方向。这样有利于到达身体内难接触的目标区域。整个天线104或其部分相对于装置轴(例如，同轴电缆102)的相对方向可以是固定的或可变的。例如，在天线104和轴之间可存在一个弹性接合处或区域。在另一个实施例中，可使用主动操纵机制，例如拉线机制来改变整个天线104或其部分相对于所述轴的相对方向。这些机制可用于在目标组织中正确定位天线104或用于在人体内引导所述装置引导。例如，可通过内窥镜或通过腹腔镜的端口展开并引导天线104，以使天线104位于目标组织的平面内。

可向用户提供各种尺寸和/或形状的若干装置。然后用户可根据对实施消融的判断来选择合适的装置。在一个特定实施例中，提供了具有相似形状但不同尺寸的天线104的2至3个不同的装置。然后用户选择合适的装置。这些多个装置可独立封装或一起封装。在另一个实施例中，提供了具有相似尺寸但不同形状的天线104的2至3个不同的装置，然后用户根据个人需要选择合适的装置。在一个方法实施例中，调整装置的展开结构以适应特定组织或腔。在这样的实施例中，整个天线104或其一部分被设计为以最佳地拟合特定目标组织或管腔的特定尺寸和/或形状展开。

在此讨论了本发明的若干例子或实施例，但在不脱离本发明的预期精神和范围的情况下，可对上述例子和实施例进行各种修改、增加和删除。因此，一个方法或装置实施例中的任何元件，元件，方法步骤或特性可被并入或用于另一个方法或装置实施例，除非这样做会导致所获得的方法或装置实施例不适于其预期用途。例如，通过将一个实施例的天线104与其他实施例的装置特征结合，可产生消融装置的若干实施例，除非这样做会导致所获得的方法或装置实施例不适于其预期用途。在此公开的任何合适的天线可用于实施在此公开的任何方法。如果以特定的顺序公开了方法中的不同步骤，这些不同的步骤可以任何其他顺序实现，除非这样做会导致该方法实施例不适于其预期用途。所记载的例子或实施例的各种合理的修改、增加和删除可视为所记载的例子或实施例的等同替换。

相关申请的交叉引用

本申请是2008年10月21日提交的61/107,252号、2009年3月20日提交的61/162,241号、2009年5月21日提交的61/180,133号以及2009年7月1日提交的61/222,409号美国临时专利的正式申请，每一所述临时申请的内容通过引用的方式全部并入于此。

Claims (20)

1.一种用于将微波能量应用于组织的适于耦合到微波能量源的医疗装置，所述医疗装置包括：

传输线，其具有屏蔽元件；

微波天线，其被配置为将微波能量应用于组织，所述天线包括：

辐射元件，其经由所述传输线可操作地耦合到所述微波能量源；

天线电介质，其覆盖所述辐射元件，以将所述辐射元件与组织电绝缘；和

成形元件，其电耦合到所述屏蔽元件，其中所述成形元件为电传导性的；以及

其中，所述辐射元件经由所述传输线可操作地耦合到所述微波能量源，以产生微波能量场，所述微波能量场与成形元件相互作用，以在所述成形元件上感应漏电流，使得所述微波能量形成关于辐射元件均匀的体积式微波能量场。

2.如权利要求1所述的装置，其中，所述天线足够柔软，以在临床使用中相对于所述传输线的末端折弯。

3.如权利要求2所述的装置，其中，所述天线足够柔软，以具有与所述传输线的尺寸基本上类似的压缩预展开尺寸。

4.如权利要求2所述的装置，其中，所述天线足够柔软，以从基本上线性的预展开结构变为基本上非线性的展开结构。

5.如权利要求1所述的装置，其中，所述辐射元件的第一轮廓包括选自由线性轮廓、基本为平面的轮廓或三维轮廓构成的组的轮廓。

6.如权利要求1所述的装置，其中，所述天线连接到所述传输线的末端，并且所述辐射元件和所述成形元件位于所述传输线的末端的远端。

7.如权利要求1所述的装置，其中，所述辐射元件包括非线性导体。

8.如权利要求1所述的装置，其中，所述辐射元件包括螺旋形导体。

9.如权利要求1所述的装置，其中，所述辐射元件是电绝缘的。

10.如权利要求1所述的装置，其中，所述传输线包括具有内导体和外导体的同轴电缆，其中所述屏蔽元件电耦合到所述外导体，并且其中所述辐射元件电耦合到所述内导体。

11.如权利要求1所述的装置，其中，所述辐射元件包括所述传输线的内导体的延续。

12.如权利要求1所述的装置，还包括至少一个额外的辐射元件。

13.如权利要求1所述的装置，还包括至少一个额外的成形元件。

14.如权利要求1所述的装置，其中，所述成形元件基本上为线性。

15.如权利要求1所述的装置，其中，所述辐射元件和所述成形元件基本上平行。

16.如权利要求1所述的装置，其中，所述辐射元件基本上为平面的，所述成形元件基本上为平面的，并且所述辐射元件的平面与所述成形元件的平面基本上平行。

17.如权利要求1所述的装置，其中，所述辐射元件基本上包围所述成形元件。

18.如权利要求1所述的装置，其中，所述成形元件被包裹在电介质材料内。

19.如权利要求1所述的装置，其中，所述天线电介质选自由EPTFE、PTFE、FEP、有机硅、空气、PEEK、聚酰亚胺、天然橡胶、人工橡胶及其组合物构成的组。

20.一种非医疗的通过生成成形微波场来传递微波能量的方法，所述方法包括：

展开包含传输线和天线的微波装置，其中所述天线包括辐射元件和成形元件；

使用所述辐射元件生成第一未成形微波场；

在所述辐射元件附近展开成形元件，其中所述成形元件电连接到所述传输线的屏蔽元件；

将所述成形元件放置为足够接近所述辐射元件，使得在所述成形元件上感应漏电流，并且其中，所述成形元件成形所述第一未成形微波场，以产生关于辐射元件均匀的第二成形微波场。