利用微波治療乳房損害的設備和方法

專利名稱：利用微波治療乳房損害的設備和方法
技術領域：
本發明涉及一種用于適用諸如自適應微波相控陣列的高溫聚焦能量的最小侵入(invasive)方法，所述聚焦能量用于治療導管癌和腺癌，管內增生以及諸如擠壓的乳房組織中的纖維腺瘤和囊腫的良性損害。另外，根據本發明的方法也可以用于治療包含未被探測到的微觀病理變化的高水份細胞的健康組織，以防止癌癥，癌癥前期和良性乳房損害的產生和再生。
利用加熱治療乳腺癌在許多方法中都是有效的，在大多情況下，加熱治療必須能夠同時到達乳房內廣泛的分離區域。加熱大量的乳房會殺滅乳房內許多或全部的微觀癌細胞，為減少或防止癌癥的再生，在放射治療中可以使用相同的方法，也就是利用X射線照射整個乳房以殺滅所有的微觀癌細胞。在乳房腫瘤切除術之前加熱腫瘤或殺滅大比例或全部腫瘤細胞可以減少在乳房腫瘤切除術期間由于不慎而種下活癌細胞的可能性，由此減少癌癥的再生。有時，染病的乳房包含兩個或更多個分布在乳房內的腫瘤，稱為多重局部癌癥，加熱范圍必須再次到達乳房廣泛的分離區域。局部發展的乳腺癌(稱為T3)(Smart等人，臨床腫瘤雜志，1997年，卷47，134-139頁(A Cancer Journal for Clinicians，Vol.47，pp.134-139，1997))可以為5厘米或者更大并通常需利用乳房切除術治療。局部發展的乳腺癌的術前高溫治療可以有效收縮腫瘤以便進行外科乳房腫瘤切除術，其類似于目前使用的術前化學療法。局部發展的乳腺癌的高溫治療可以完全殺滅腫瘤，而不必進行任何外科手術。
我們知道與低水份組織如乳房脂肪組織中發生的加熱相比，微波能量能夠優先加熱高水份的組織如乳腺癌和囊腫。很多臨床研究已經表明由微波頻段內吸收的電磁能量感應的高溫能顯著增強人體乳房惡性腫瘤治療中放射療法的效果。(Valdagni等人，國際放射腫瘤生物物理學雜志，1993年，卷28，163-169頁(International Journal of RadiationOncology Biology Physics，Vol.28，pp.163-169，1993)；Overgaard等人，國際高溫雜志，第12卷，第1期，3-20頁，1996年(International Journalof Hyperthermia，Vol.12，No.1 pp.3-20，1996)；Vernon等人，國際放射腫瘤生物物理學雜志，1996年，卷12，731-744頁(International Journal ofRadiation Oncology Biology Physics，Vol.12，pp.731-744，1996)；van derZee等人，第7屆國際高溫腫瘤學會議，意大利羅馬，1996年4月9-13日，卷2，215-217頁(Proceedings of the 7thInternational Congress onHyperthermic Oncology，Rome，Italy，Vol.2，pp.215-217，1996))。諸如S-相細胞的抗放射細胞可以直接通過高溫殺滅(Hall，放射學，第四版，JBLippincott Company，費城，1994年，262-263頁(Radiobiology for theRadiologist，4thEdition，JB Lippincott Company，Philadelphia，pp.262-263，1994)；Perez和Brady，放射腫瘤學原理和實踐，第二版，國際放射腫瘤生物物理學雜志，1994年，，396-397頁(Principles and Practice ofRadiation Oncology，Second Edition，JB Lippincott Company，Philadelphia，pp.396-397，1994))。利用微波放射設備的高溫治療可以適用幾個治療階段，其中惡性腫瘤組織會被加熱到43攝氏度并保持60分鐘。人們已經知道，溫度在43攝氏度以上每升高一度，殺滅腫瘤細胞的時間量通過2的因數減少。(Sapareto等人，國際放射腫瘤生物物理學雜志，1984年，卷10，787-800頁(International Journal of Radiation Oncology Biology Physics，Vol.10，pp.787-800，1984))。因此，參考等效熱量(t43℃等效時間)，在43攝氏度的條件下60分鐘的治療可以減少為在45度條件15分鐘的治療。在使用非侵入微波施加器的治療過程中，充分加熱半深層腫瘤組織而又能防止周圍皮膚健康組織由于不希望的熱點造成的疼痛或損害是非常困難的。組織內的單位吸收率(SAR)是用于衡量組織加熱特性的普通參數。SAR與給定時間間隔內溫度的上升成正比，而且，對于微波能量，SAR同樣與微波電場的平方和組織導電率的乘積成正比。SAR的單位是瓦特/千克。
非相干陣列或非自適應相控陣列高溫治療系統在加熱深層組織時受到很大限制，因為它們會使介入的表面組織過熱，從而引起疼痛和/或燒傷。描述深層組織的非自適應相控陣列高溫治療系統的出版的第一份報告仍是理論研究(Von Hippel等人，麻省理工學院，絕緣研究實驗室科技報告第13期，AD-769843，1973年，16-19頁(Massachusetts Institute ofTechnology，Laboratory for Institution Research，Technical Report 13，AD-769843，pp.16-19，1973))。Rodler的美國專利US3895639公開了兩通道或四通道非自適應相控陣列高溫電路。高溫系統的最近發展有效地實現了利用微波無線電探測系統發展起來的自適應相控陣列技術將熱量分布到深層組織(Skolnik，無線電探測系統指南，第二版，McGraw-Hill BookCompany，1980年，332-333頁(Introduction to Radar Systems，SecondEdition，McGraw-Hill Book Company，1980，pp.332-333)；Compton，自適應天線，概念和實踐，Prentice Hall，新澤西，1988年第1頁(AdaptiveAntennas，Concepts and Performance，Prentice Hall，New Jersey，p.1 1998)；Fenn，天線和傳播IEEE二程，1990年，卷38，第2期，173-185頁(IEEETransactions on Antennas and Propagation，Vol.39，No.2 pp.173-185，1990)；美國專利US5251645；5441532；5540737；5810888)。
Bassen等人在放射科技，卷12，第6(5)期，1977年，11-12月(Radio Science，Vol.12 No.6(5)，Nov-Dec 1977，pp.15-25)中披露了電場探針可以用于測量組織里的電場分布，尤其是公開了幾個例子，其中測量的電場在中心組織具有局部峰值。這篇文章還討論了用于活體樣本里電場實時測量的原理。但是，Bassen等人沒有提出通過電探針對自適應相控陣列進行實時測量電場的理論。
自適應相控陣列高溫治療系統利用電場反饋測量在深層組織里聚焦其微波能量，同時使可能引起周圍健康組織過熱的任何能量無效。臨床前的研究表明，自適應微波相控陣列具有分布深層熱量的巨大潛力而且使皮膚組織不會受到深層軀干內(Fenn等人，國際高溫雜志，卷10，第2期，1994年3月-4月，189-208頁(International Journal of Hyperthermia，Vol.10，No.2，March-April，pp.189-208，1994))；Fenn等人，腫瘤學管理雜志，1998年，卷7，第21期，22-29頁(The Journal of Oncology Management，Vol.7，No.21，pp.22-29，1998))和乳房內(Fenn等人，能量源的外科手術實施會議的會議錄，1996年(Proceedings of the Surgical Applications ofEnergy Source Conference，1996)；Fenn等人，國際高溫雜志，卷15，第1期，1999年，45-61頁(International Journal of Hyperthermia，Vol.15，No.1，pp.45-61，1999)；Gavrilov等人，國際高溫雜志，1999年，卷15，第6期，495-507頁(International Journal of Hyperthermia，Vol.15，No.6，pp.495-507，1999))過高溫度的損害。
利用微波能量在深層組織里進行高溫治療的最大困難就是在預定深度產生足夠的熱量同時還要保護皮膚不受燒傷。如美國專利US5251645；5441532；5540737；5810888中所述的那樣，帶有侵入和非侵入電場探針的非侵入多重施加器自適應微波相控陣列能夠用于在腫瘤部位生成自適應聚焦束并具有在健康組織里形成的自適應無效，上述專利這里作為參考結合到本發明里。理想的是，聚焦的微波放射束集中在腫瘤部位而傳給周圍正常組織的能量最小。在治療期間為了控制微波功率，通常會在腫瘤部位插入溫度反饋探針(Samaras等人，第3屆國際專題討論會，Essen，德國，1977年，6月2-4日，Urban &Schwarzenberg，Baltimore，1978年，131-133頁(Proceedings of the 2ndInternational Symposium，Essen，Germany，June 2-4，1997，Urban &Schwarzenberg，Baltimore，1978年，pp.131-133))，但是要想將探針在腫瘤內精確放置卻很難，因為溫度反饋探針缺乏很好的目標位置，因此另外一個困難是將高溫分布到擴散到整個乳房導管或腺體組織中的惡性腫瘤上。另一方面，當探針穿過腫瘤區域或當不希望探針穿透侵害如囊腫時，為了減少感染或擴散癌細胞的危險，希望簡單地避免插入探針(無論溫度還是電場型的)。
用于治療良性囊腫的醫療保健標準和排放囊腫沒有什么變化。醫學上不治療囊腫的可接受的位置存在，因為已知的除去囊腫的方法僅包括侵入外科手術。代替外科切除和除去囊腫的方法是排放囊腫。排放囊腫是通過刺穿囊腫并排出囊腫中的液體實現的。這種方法可以暫時減輕治療囊腫時的痛苦，如果囊腫沒有完全去除，它還會再生。所以對于良性囊腫有必要進行非侵入去除。
而且，根據本發明的方法已經應用于這樣的情形，如沒有很好限定的位置放置溫度反饋傳感器時，或者希望避免在乳房組織內插入溫度探針時。本發明的優選方法中只需要單個的最小侵入電場探針傳感器，所以，對于晚期乳腺癌(例如腫瘤直徑為5-8厘米)，該方法能夠殺滅乳腺癌細胞的重要部分并收縮腫瘤或侵害(即熱縮到2-3厘米)，因而可以代替利用外科乳房腫瘤切除術的外科乳房切除術。另外，整個晚期乳腺癌侵害能夠被殺滅(即熱乳房切除術)并且不需要外科手術。在乳腺癌早期或對于小的乳房損害，本發明的方法可以利用熱量(即熱乳房腫瘤切除術)殺滅全部的乳腺癌細胞或良性損害由此避免了外科乳房腫瘤切除術。另外，如美國專利US5810888公開的那樣，該方法也可以用于增強放射治療的效果或用于利用熱敏脂質體進行目標藥物傳送和/或目標基因傳送。
根據本發明的方法殺滅癌細胞同時不傷害乳房的正常腺體，管狀組織，連接組織，脂肪組織。由此根據本發明的熱乳房腫瘤切除術避免了對這些健康組織的損害并且是一種乳房保護技術。
通過將溫度探針傳感器連接到乳房的皮膚表面就可測量乳房皮膚表面的溫度。皮膚表面(和內部的乳房組織)溫度也能夠通過其他外部方法來監測，這些方法包括現有技術中的紅外線，激光超聲波，阻抗層析X射線攝影術，磁共振成像，和輻射線測定等。
另外，在乳房組織內溫度探針可以插入合適的深度來監測那里的溫度。如下所討論的，插入溫度探針并不是本發明的優選實施例。
實現根據本發明的方法可以擠壓或不擠壓乳房組織。在優選的方法中，病人的乳房通過擠壓板被擠壓在3-8厘米之間。微波施加器定位在擠壓板的外側(即擠壓板遠離乳房的側面)。
如下所述，用于擠壓的活乳房組織的最近的臨床測量數據支持了申請人的發明步驟，即監測傳送給被治療的乳房的微波能量，并根據收到的全部微波能量完成治療。也就是說，腫瘤熱量的傳統溫度反饋測量可以用傳送給相控陣列微波施加器的微波能量來代替。因此，利用本發明，不是需要將溫度反饋探針插入乳房并具有固有的問題的溫度反饋測量，而是將微波能量用作反饋信號來確定所需治療的長度。在本申請中，術語“微波能量”(單位為焦耳或瓦特/秒)與放射療法的能量類似，也就是射線吸收的量(Rad)，其是射線吸收能量的單位，定義為每克組織存儲100爾格的能量。
這樣，由于溫度探針沒有插入到乳房的治療區域(腫瘤部位)，所以本發明用于有選擇加熱乳腺癌癥的方法可以避免癌細胞擴散的危險。消除插入的溫度探針減少了患者因插入溫度探針而受到感染的危險。另外，同樣，應用于腫瘤的微波場也不會被溫度探針，尤其是金屬探針散射或干擾。同時還節約了與插入溫度探針有關的時間和成本費用。
本發明的方法同樣還可以用于治療健康的乳房組織或者看起來健康的乳房組織中未發現的高水份微觀早期癌癥或早期良性細胞，從而防止乳腺癌的發生和再生。這些可以防止的癌癥包括擴散型導管和小葉癌，早期乳腺癌癥，其包括在原位的導管癌，在原位的小葉癌，和管內增生以及良性損害(如囊腫和纖維腺瘤)。因此，根據本發明的方法就可以在早期癌癥或早期良性損害細胞發現之前殺滅這些細胞。這是在癌癥被發現之前防止癌癥的早期治療。另外，對于健康的乳房組織，其將通過聚焦在已知形成良性損害的高水份微觀細胞上的微波能量放射。
在優選方法中，患者向下俯臥讓乳房懸著通過治療桌上的孔，利用平塑料擠壓板擠壓治療的乳房，其固定乳房組織，減小血液流動和微波放射所需的穿透深度。乳房擠壓板由透微波塑料材料制成，并包括一個或多個孔以便允許乳房組織的成像和在所需聚焦深度放置最小侵入電場反饋探針。該電場反饋探針的放置可以利用超聲波轉換器或其他成像導引器實現。
在擠壓板的相對兩側放置了兩個微波空冷波導施加器(如Cheung等人，放射科技，1977年，11-12月，卷12，第6號(S)，81-85頁所述(Radio Science，Vol.12，No.6(s)，Nov-Dec 1977，pp.81-85))。利用數量大于或等于兩個的多個施加器可以實現相控陣列。在優選實施例中，當每個通道內的相位轉換器被調節到最大并將微波能量聚焦到電場探針傳感器上時，915MHz相干微波功率就會以預定功率水平傳送給兩個波導施加器。來自乳房周圍的單獨的風扇或安裝到施加器內的風扇的氣流能夠調節。冷卻施加器的氣流將通過施加器。冷卻波導施加器的氣流可以被制冷，空氣調節或者室溫。作為本領域技術人員，能夠實現用水冷波導施加器來替換空冷施加器。
在高溫治療期間，傳送給每個施加器的微波功率級是可以人工或自動調節以控制皮膚溫度從而避免能引起皮膚燒傷或氣泡的高溫。另外，如果使用擠壓板，治療期間擠壓板擠壓乳房的量必須調節以便使患者舒適。每次調節乳房擠壓量或乳房重新定位，微波能量相控陣列都重新聚焦以便電場探偵傳感器接收到最大的功率。自治療開始，傳送到微波施加器的總的微波能量在治療期間受到監控。當所需的微波能量傳送到微波施加器時治療完成，其會顯示出乳房損害細胞被顯著地(即熱縮)或完全殺滅(即熱乳房腫瘤切除術)。
為了確定治療的效果，在適用微波能量前后，可以利用乳房X線照相方法對乳房組織進行成像和檢查，這些方法包括X射線，超聲波或磁共振成像，以及利用于自乳房組織的穿刺活檢的病理結果。
在本發明的另一個實施例中，單個侵入電場傳感器被替換為定位在乳房皮膚表面相對兩側的兩個電場傳感器，并且陣列是通過使這兩個傳感器收到的合成功率最小(零)而相聚焦的，從而提供了完全非侵入治療。算法與通過電場傳感器傳感的反饋信號結合使用以使外側的區域為零，由此使微波能量聚焦在內部。
這樣的電場探針和溫度傳感器監測乳房皮膚表面溫度的完全非侵入高溫治療提供了滅良性囊腫和有關疼痛的方法。所以申請人的發明方法可以看作治療或殺滅探測到的良性囊腫。
參考自適應微波相控陣列技術描述優選實施例，申請人的方法能夠通過聚能來實現通常用以加熱和融化組織區域。這種聚能包括電磁波，超聲波或在無線電頻率的微波。也就是，申請人的方法包括任何一種能夠聚焦以加熱和融化組織區域的能量。
在本發明的另一個實施例中，人體(例如乳房)內治療的組織區域的邊界被計算出，在體內插入電場探針或在身體外至少設置兩個電場傳感器；能量通過施加器施加到治療的區域。在這個實施例中，能量的焦點會發生變化，從而使焦點可以掃描治療的區域。也就是說，當調節能量相位的時候，不再有固定的焦點，因此焦點移動到治療區域內部從而獲得加熱的幾何形狀。
通過合適的算法可以確定固定的焦點。然后，例如，將得到這個固定焦點的施加器的相對相位在一個方向上調整30度并且之后在另一方向上調整了30度以掃描更大的加熱/治療區域。根據治療區域的尺寸，掃描可以聚焦在180度和90度，或60度，或120度之間。
通過參考附圖的詳細描述中，本發明的目的和優點會變得更加清除。


圖12為當具有兩個模擬乳房瘤時，其中每個直徑都為1.5厘米，相距5厘米，915MHz SAR加熱圖案的計算俯視圖。50％SAR的輪廓線與顯示選擇加熱的腫瘤對齊；圖13為當具有兩個模擬乳房瘤時，其中每個直徑都為1.5厘米，相距5厘米，915MHz SAR的加熱圖案(通過圖12中心平面)的計算直線剖視圖。SAR具有銳點，其與顯示選擇加熱的腫瘤對齊。
工業，科學和治療(ISM)波段902-928MHz中的微波放射通常用于商業臨床高溫系統，并且在此認為是基本頻率。關于女性乳房組織的微波加熱信息的詳細記載幾乎沒有，然而，已知的是與周圍正常乳房組織相比有選擇地加熱乳腺癌。四篇主要的文章是1)Chaudhary等人，生物化學和生物物理學印第安雜志，1984年，卷21，76-79頁(IndianJournal of Biochemistry and Biophysics，Vol.21，pp.76-79，1984))；2)Joines等人，治療物理學，1994年，卷21，547-550頁(Medical Physics，Vol.21，pp.547-550，1994))；3)Suroiec等人，生物工程IEEE學報，1988年，卷35，257-263頁(IEEE Transactions on Biomedical and Biology，Vol.35，pp.257-263，1988))；4)Campbell和Land，生物和醫藥中的物理學，1992年，卷37，193-210頁(Physics in Medicine and Biology，Vol.37，pp.193-210，1992))。另一篇文章，Burdette，AAPM醫療物理學專論，1982年第8期，105，130頁(Burdette，AAPM Medical Physics Monographs，No.8，pp.105，130，1982)，也測量了用于乳房組織的數據。但這些數據是通過皮膚測量的，并不能代表乳房組織本身。如圖3所示的正常乳房組織和乳腺癌，絕緣特性通常是以介電常數和導電率來描述。在915MHz條件下，除去來自Burdette研究的數據，正常乳房組織的平均介電常數是12.5，平均導電率為0.21S/m，相反，對于乳腺癌，平均介電常數是58.6，平均導電率為1.03S/m。需要說明的是，來自Chaudhary等人(C)和Joines等人(J)研究的數據是在室溫(25度)下測量到的。需要指出的是，隨著溫度升高介電常數通常減小而導電率增大。正常乳房組織和乳腺癌的介電參數分別與低水份脂肪組織和高水份肌肉組織類似。需要指出的是，正常乳房組織包含脂肪，腺體和連接組織的混合物。在Gabriel等人的藥品，醫學，生物文章中(1996年，卷41，2271-2293頁(Phys.Med.Biol.Vol.41，pp.2271-2293，1996))記載了關于17種組織類型的詳細信息。Suroiec等人的文章中也有選擇的腺體，導管，脂肪和癌癥組織的詳細信息，但他們只是在20MHz-100MHz范圍內測量了參數。而且，從100MHz測得的數據也可以估計到915MHz時乳房組織的介電特性，對于重要的頻率，也稱為915MHz，申請人不知道任何測量到的純導管和腺體乳房組織的介電參數數據。
Campbell和Land的文章是在3.2GHz條件下測量介電參數數據的，以及乳房脂肪，腺體和連接組織，良性腫瘤(包括纖維腺瘤)以及惡性腫瘤內的水份百分比，這些水份百分比數據可以用于獲得乳房組織的相對可加熱性，也就是說，水份高的組織比水份低的組織加熱得快。用于測量的水份的值(重量)的范圍如下乳房脂肪(11-31％)，腺體和連接組織(41-76％)，良性腫瘤(62-84％)，惡性腫瘤(66-79％)，其中所選擇的值如圖4所示。由此根據水份，可以預料良性乳房損害和乳腺瘤就能夠比腺體，連接和脂肪乳房組織加熱得顯著快。典型的是，在3.2GHz條件下的導電率，測量值最好的選擇如下乳房脂肪(0.11-0.14S/m)，腺體和連接組織(0.35-1.05S/m)，良性腫瘤(1.0-4.0S/m)，惡性腫瘤(3.0-4.0S/m)。所以，良性和惡性腫瘤的導電率大約比腺體和連接組織的導電率高4倍，比純脂肪高30倍。這些數據和圖3所示的Chaudhary等人以及Joines等人在915MHz時測量的數據是一致的。
而且1984年，Chaudhary在3GHz條件下已經測量了正常乳房組織的導電率數據，其中導電率為0.36S/m，這與Campbell和Land在3GHz條件下測量到的腺體和連接組織的范圍0.35-1.05S/m一致。這樣，從這些最好的可得到的數據，乳房脂肪是低水份的，腺體和連接組織中低水份的，乳腺瘤是高水份的。所以，可以預料良性和惡性腫瘤細胞可以比周圍的脂肪，腺體，連接組織細胞更快地加熱到很高的溫度。換句話說，治療中，只有微觀和可視的腫瘤細胞才會被優先加熱，而且周圍的脂肪，腺體，連接組織不會受到加熱損害。
加熱導管和腺體癌癥以及周圍乳房組織的方法圖5所示為用于加熱完整乳房中癌癥的優選系統，其使用了帶有電場和溫度反饋的自適應微波相控陣列高溫系統。為了在微波頻率可靠加熱深的組織，有必要圍繞身體(乳房)設有兩個或多個相干施加器100，其由自適應相控陣列算法控制。由黑圓表示的焦點190代表將被治療的腫瘤或健康組織。在優選的實施例里，電場反饋探針175用于聚焦微波放射，溫度反饋傳感器410和乳房皮膚表面相連，用于調節微波功率水平以將腫瘤加熱到所需的溫度。雙通道自適應相控陣列用于加熱壓縮乳房內的深層組織，這與乳房X線照相術中應用的的幾何學類似。優選的是，如美國專利US5810888所公開的，電場探針和自適應快加速梯度搜索算法一起使用，以在腫瘤位置實現微波放射。
另外，空冷波導施加器孔用于提供一種加熱圖案，該圖案能夠加熱包含導管和腺體癌的大量乳房組織。用于冷卻波導孔的空氣可以是制冷的，空氣調節的或室溫的。根據在915MHz時高水份組織和正常乳房組織介電參數的不同，高水份導管和腺體癌組織和其他損害比正常的乳房組織加熱得更快。這樣，治療區域就集中在高水份腫瘤組織(癌癥和癌前期)和良性損害如纖維腺瘤和囊腫，而不傷害正常(健康)的乳房組織。
身體或乳房被擠壓在兩個擠壓板200之間，擠壓板用可以透過微波的絕緣材料如有機玻璃制成。乳房擠壓對完整的乳房高溫治療有一定的好處。利用乳房擠壓可以減少實現深層微波加熱所需的滲透深度和提高了加熱能力的血液流動。具有腎上腺素或抗血管生成藥物的局部麻醉藥物如利多卡因注射到乳房組織里也可以減少血液流動。將乳房擠壓成平面改善微波施加器和乳房組織之間的介面和電場耦合，并允許單對施加器治療大范圍的乳房尺寸。在高溫治療期間乳房加熱板的冷卻有助于避免皮膚表面的熱點。患者俯臥并擠壓乳房，如20-40分鐘立體定位乳房穿刺活檢過程中所使用的(Bassett等人，臨床癌癥雜志，1997年第47期，171-190頁(A Cancer Journal for Clinicians Vol.47，pp.171-190，1997))，能使擠壓設備中乳房組織的數量最大化。適度的擠壓可以固定乳房組織而且還可以消除患者的疼痛。包括小孔的擠壓板200能夠利用X射線和超聲波技術來精確定位中心腺體區域以及幫助更換侵入電場探針傳感器。在患者的20-40分鐘的高溫治療期間，擠壓量可以在4-8厘米間變化以適應病人的承受力。在乳房X線照相中，一項關于在乳房X線照相中乳房擠壓的病人舒適的研究表明在所調查的560名女性中只有8％感覺乳房X線照相術是痛苦的(限定為非常不舒服和難以忍受)。在這項研究中，平均擠壓厚度為4.63厘米并具有1.28厘米的標準偏差(1西格馬)，(Sullivan等人，放射學，1991年，第181卷，355-357頁(Radiology Vol.181，pp.355-357，1991))。這樣，適度擠壓20-40分鐘或者更長時間條件下的高溫治療是可行的。
在高溫治療之前，乳房被擠壓在擠壓板200之間，單個電場反饋傳感器175插入乳房內的中心腺體/導管/腫瘤組織位置(焦點190)，并平行于微波施加器100。電場探針175用于監測電場的波幅，就像通過自適應相控陣列梯度搜索算法調節相位轉換器用于最大反饋信號。非侵入溫度探針410是錐形的或者固定在乳房皮膚表面上，用于監測皮膚溫度。該溫度探針典型的是與電場極性成直角以避免被微波能量加熱。本發明的雙加熱施加器自適應相控陣列和電場反饋探針可以調節相位轉換器以便產生集中的電場，并允許在深度組織內聚焦的加熱。
參考圖6，在該優選實施例中，患者伏在治療桌210上，乳房220通過桌上的孔并被塑料平板200擠壓，所述塑料平板固定乳房組織，這樣減少了血液流動和微波放射所需的滲透深度。這個擠壓板由透微波的塑料材料制成，包括一個或多個矩形或圓形的孔，以便乳房成像和在所需的焦點深度放置電場探針175。電場探針175的插入可以在超聲波傳感器的導引下實現。為了防止皮膚被微波場損害，氣流180可以由一個或多個冷風扇(未示出)提供。
如圖5所示，兩個或多個溫度反饋探針傳感器410和乳房皮膚表面相連并產生溫度反饋信號400。兩個微波空冷波導施加器100定位在擠壓板200相對兩側。915MHz微波振蕩器105在節點107被分開并供給相位轉換器120。相控制信號125將微波信號的相控制在0-360電度的范圍內。來自相位轉換器120的微波信號供給到由微機生成控制信號135控制的微波功率放大器130，其設定初始微波功率水平。當每個通道內的相位轉換器120都被調節到最大并且微波能量被聚焦到電場探針傳感器175上時，相干的915MHz微波被傳送給兩個波導施加器100。由此微波能量能夠在焦點位置190最大化。治療開始。
在高溫治療期間，傳送給每個施加器100微波功率水平測量作為反饋信號500，而且人工或自動調節功率控制以便控制皮膚溫度和由皮膚傳感器410測得的等效熱量以避免引起皮膚燒傷或起泡的高溫。如有必要，治療期間通過擠壓板來調節乳房擠壓量以使病人舒適。每次擠壓乳房或乳房重新定位，相位轉換器120就要重新調節/重新聚焦以便電場探針傳感器175接收到最大的功率。治療一開始，治療期間傳送給施加器的總微波能量由計算機250準確計算并顯示在計算機監視器260上。所需的總微波能量傳送到施加器100上時治療完成。作為一個替換實施例，來自由電場探針175接收到的電場反饋信號450計算出的總微波能量用于控制治療的長度。為了確定治療的效果，在傳送微波能量前后，都要對乳房組織進行X射線或磁共振成像，以及乳房組織的穿刺活檢的病理。
作為一個替換實施例，單個侵入電場探針175可以由兩個定位在相對皮膚表面的非侵入電場探針185替換。這兩個非侵入探針測得的總能量通過調節相位轉換器120最小化(美國專利US5810888)，從而在乳房的中心部分產生聚焦的電場探針。對于該實施例，由于沒有插入的探針引起的感染危險，所以就沒有切割乳房皮膚和插入探針過程中形成乳房皮膚的疤痕的危險，也可以避免探針穿過腫瘤體所造成的擴散癌細胞的危險。同樣，由于溫度和電場探針通過本方法可以放置在乳房皮膚上，所以在沒有限定的單個區域時，本方法將工作的很好。
在相控陣列的每個通道(在節點107的兩側)包括電可變得微波功率放大器130(0-100W)，電可變的相位轉換器120(0-360度)和空冷線性極化矩形波導施加器100。施加器100可以由效思因股份公司(CelsionCorporation，哥倫比亞，馬里蘭州)制造的型號為TEM-2的施加器。一對優選的TEM-2金屬波導施加器的矩形孔尺寸長為13.0厘米，寬為6.5厘米。
該優選實施例公開了在大約915MHz時的微波能量，微波能量的頻率在100MHz-10GHz之間。微波能量的頻率可以從902MHz-928MHz的范圍內選擇。實際上，低頻能量可以用于切除或防止癌癥。
在該優選實施例中，傳送給每個波導施加器的初始微波功率在20-60瓦特之間。在整個組織治療期間，傳送給每個波導施加器的微波功率被調整在0-150瓦特之間以傳送所需的微波能量并且避免皮膚的過熱。
施加器100的矩形波導區域側壁的介電負載用于獲得良好的用于TEM施加器的阻抗匹配條件(Cheung等人，放射學1977年，第12卷，第6期，附錄，81-85頁(Radio Science，Vol.12，No.6，Supplementary，pp.81-85，1977))；Gautherie(編輯)，外部高溫加熱方法Springer-Verlag)，紐約，1990年，第33頁(Methods of external hyperthermic heating，pp.33，1990))。通過波導孔的空冷通過安裝在有孔的傳導屏幕后面的風扇(未示出)實現。考慮到與波導側壁接觸的介電平板厚度，對于TEM-2施加器而言，有效的截面尺寸大約為6.5厘米寬，9.0厘米長。根據在915MHz時高水份腫瘤組織和正常乳房組織介電參數的不同，可以預料到高水份的導管和腺體癌癥及良性損害比正常乳房組織加熱得更快。所以，50％的SAR區域將集中在高水份組織(癌癥，癌癥前期及包括纖維腺瘤和囊腫的良性損害)同時不損害正常組織。
在優選實施例中，0.9毫米外徑(OD)的侵入電場同軸單極探針(半剛性RG-034)能夠用于測量指向組織的電場的幅值并且在治療之前提供反饋信號用于確定用于電子相位轉換器的必要相對相位，該探針具有延伸至1厘米的中心導體。這種類型的同軸進給探針用于擠壓乳房剖面圖中線性單極電場的精確測量(Fenn等人，國際電磁兼容性專題討論會，1994年5月17-19日，566-569頁；高溫雜志，1994年3-4月，第10卷，第2期，189-208頁)。這種線性單極電場探針被侵入在外徑1.5毫米的聚四氟乙烯導管中。熱電偶探針(菲斯泰普儀器公司(Physitemp Instruments，Inc.，型號T銅—康銅，封裝在外徑0.6毫米的聚四氟乙烯導管中)在治療期間用于測量具有腫瘤的溫度。這些溫度探針的反應時間為100毫秒，精度為0.1度。
擠壓的活乳房組織加熱測試作為受讓人效思因公司進行的FDA(美國食品及藥物管理局)批準的階段I的臨床研究的一部分，從1999年12月開始在對最大乳腺瘤尺寸在3-6厘米范圍內的幾個自愿患者利用自適應微波相控陣列進行治療，其中溫度和電場探針插入乳房組織內。患者們接受大約40分鐘的高溫治療，并且大約在一周以后作了乳房切除術。這項研究包括傳送給微波施加器的功率的測量，其用于計算傳送的微波能量，但不用于控制治療的時間。
如Fenn的美國專利US5810888所公開的，利用自適應微波相控陣列快加速梯度搜索算法，電場探針用于得到腫瘤位置上的微波放射。治療期間腫瘤內由侵入溫度探針傳感的溫度用作實時反饋信號。這個反饋信號用于控制可變功率放大器的微波功率輸出水平，其將腫瘤位置上的焦點溫度設定并維持在43-46度之間。傳給相控陣列的兩個通道的功率和相位在計算機控制下利用數字模擬轉換器進行自適應調節。
乳房擠壓板由丙烯材料制成(有機玻璃)，它是一種低損耗介電材料并且透過微波場。擠壓板包括方形切口(孔)，邊長大約為5.5厘米，其容納小尺寸的超聲波轉換器(邊長通常為4厘米)以幫助(電場和溫度型)最小侵入探針的放置。這些切口也使得提高的氣流冷卻皮膚。
根據利用自適應微波相控陣列治療進行的最近這些微波高溫臨床試驗的結果，在擠壓到4.5-6.5厘米的活乳房組織內，申請人認識到138千焦(千焦或等效千瓦秒)-192千焦之間的微波能量在24.5分鐘-67.1分鐘的范圍內相對于43℃產生等效熱量，如下面表1所列。
在腫瘤中測量到的T43℃等效熱量(分鐘) 總的微波能量(千焦)測試1 41.0 192.0測試2 24.5 162.0測試3 67.1 186.0測試4 47.8 138.0平均 45.1 169.5表1為4組擠壓的活乳房組織試驗中傳送的等效熱量(分鐘)和總的微波能量(千焦)。
因此，微波能量用于估計所需的加熱時間。即，申請人實現了非侵入等效溫度傳感設備能夠替換侵入溫度探針，并且總的微波能量能可靠地用于控制治療的持續時間。在表1中，平均熱量為45.1分鐘，平均微波能量為169.5千焦，在這4組測試中，最大能量值(192.0千焦)從平均值僅變化13％，最的能量值(138千焦)從平均值僅變化了14％。如前所述，這些測試中使用的乳房擠壓減小了血液流動，其消除了血液流動對治療所需微波能量的影響并且幫助解釋這些測試中所需能量變化小的原因。申請人還認識到這四組測試的后治療成像典型地示出了對腫瘤的顯著損害，但是對皮膚，乳房脂肪，正常的腺體，導管和連接組織卻幾乎沒有或沒有任何傷害。
根據本發明的優選實施例，傳送給波導施加器用于確定治療完成的微波能量在25-250千焦之間。能夠殺滅癌癥和癌癥前期細胞的總微波能量大約為175千焦。但是，在某些條件下，所需的能量可以在25千焦以下。
下面的表2列出了4組試驗中的乳房組織擠壓厚度。需要指出的是，最小的擠壓厚度(4.5厘米)對應于傳送的最小微波能量138千焦，而且都在試驗4中發生。申請人認為并且下面將從理論上證實，小的擠壓厚度需要少的能量(與大的擠壓厚度相比)用于防止或殺滅癌癥，癌癥前期或良性損害中的有效治療。
乳房擠壓厚度(厘米)測試1 6.5測試2 6.5測試3 6測試4 4.5表2為用于4組擠壓的活乳房組織試驗的乳房擠壓厚度。
從這些臨床研究來看，很明顯，選擇傳送給每個施加器的合適初始微波功率水平(P1，P2)和兩個施加器之間的合適的微波相位以便將能量聚集在治療區域是非常重要的。從擠壓的乳房試驗中，可以獲得用于四組試驗的下列數據，如表3所列初始微波功率P1，P2(瓦) 相對微波相位(度)測試1 30-90測試2 30-180測試3 40-180測試4 40-10表3為在擠壓的活乳房組織中用以聚焦射線的初始微波功率和初始微波相位。
如表1和3可以看出，用于每個施加器的30-40瓦初始功率能夠有效地實現主要的熱量。而且，施加器之間的初始相對微波相位在-10電角度到-180電角度之間各變化并且不遵循任何一定的趨勢，從而證明了利用電場傳感器總是聚焦微波放射是必須的。
對于可比較的擠壓厚度，在測試2和3中分別為6.5和6.0厘米，為了確定線性溫度在腫瘤內升高，微波功率值在治療開始的幾分鐘內保持恒定，這就有效提供了SAR的測量。對于30瓦特的功率發現，在腫瘤內升高1度需要2.5分鐘。對于40瓦特的功率，在腫瘤內升高1度只需要1.5分鐘。
在高溫治療期間，有必要監測皮膚溫度從而使其在多于幾分鐘的時間內不顯著超過41攝氏度。用于皮膚的等效熱量可以計算出來(Sapareto等人，國際放射腫瘤學生物物理學雜志，1984年，第10卷，787-800頁(International Journal of Radiation Oncology Biology Physics Vol.10，pp.787-800，1984))并用作反饋信號。典型的是，有必要避免多于幾分鐘的等效熱量。治療期間根據本發明通過人工或自動計算機控制來調節傳送給施加器的各個功率(P1，P2)實現避免高的皮膚溫度。
申請人認識到，，多普勒超聲波可以用于測量腫瘤內和乳房組織周圍的血液流動，在治療期間和之前，計劃和調節微波能量。例如，當腫瘤血液流動速率減小時，需要的微波能量就少，腫瘤血液流動速率減小能夠當乳房被擠壓和/或腫瘤被加熱到治療溫度時發生。另外，來自穿刺檢查的乳房腫瘤組織的水份和介電參數能夠被測量并且在治療之前用于確定所需的微波能量。例如，腫瘤內更高的水份和更高的導電率能夠減少所需的微波能量。除了上述變化，腫瘤的尺寸也會影響所需的微波能量。大的腫瘤比小的腫瘤加熱困難并需要較大的微波能量。可以執行涉及微波能量低量傳送的初始治療計劃期以得到腫瘤的可加熱性，接下來是在全部所需的微波能量時的完整治療。
簡化的微波放射理論在人體場附近來自高溫施加器的微波能量放射為球面波，并且電場波幅部分第變化為從施加器的放射距離γ的間隔。另外，波幅以人體組織的衰減常數a和在身體內穿過的距離d(深度)的乘積的指數函數衰減，電場相位根據傳播常數β和距離d的乘積隨相位線性變化。更簡要的說，這里雙相對施加器是在假定施加器射線接近為平面波的條件下分析的。數學上，與組織內的深度相對的平面波電場是通過公式E(d)＝E0exp(-ad)exp(-iβd)給出的，其中E0為表面電場(通常由波幅和相位角表示)，i為虛數(Field and Hand，臨床高溫治療實踐指南，Taylor和Francis，紐約，1990年，263頁(An Introduction to the Practical Aspects ofClinical Hyperthermia，New York，pp.263，1990))。
在915MHz的微波頻率時，平面波電磁能量在高水份的組織如導管和乳腺瘤中以每厘米3dB的速率衰減，而在正常乳房組織中大約為每厘米1dB。所以，與輻射深層組織的能量相比，單個放射施加器具有相當一部分微波能量介入的表面身體組織吸收，很可能在表面組織內產生熱點。由于利用空氣或水冷卻的皮膚表面保護組織的最大深度只有0.25-0.5厘米，為了避免熱點，有必要引入第二個相位相干的施加器，其和第一施加器有著相同的微波輻射波幅。與單一的施加器(Field and Hand 1990年，290頁)相比，第二個相位相干施加器理論上能夠通過四個因數中的一個因數增加傳送給深層組織的能量。
來自兩個或更多個施加器的電磁放射的相位特性(稱為相控陣列)對傳送給不同組織的能量分配有著顯著的影響。在均勻組織里的相對單位吸收率(SAR)近似為電場波幅的平方|E|2。SAR在給定時間間隔內與溫度上升成正比。下面對特定的例子，均勻的乳房組織進行描述，其中微波射線聚焦在中心組織位置，如Fenn等人的文章所述，國際電磁兼容性專題討論會，日本仙臺，1994年5月17-19日，第10卷，第2期，566-569頁(International Symposium on Electromagnetic Compatibility，Vol.10，No.2，pp.566-569，May 17-19，1994)，乳房模型中的多重微波反射可以忽略不計。
在915MHz的條件下，均勻正常乳房組織(具有大約12.5的介電常數，0.21S/m的導電率，數據來自Chaudhary等人，1984；Joines等人，1994)中的波長大約9.0厘米。微波損耗為1dB/cm。衰減常數α為0.11弧度/厘米，傳播常數β為0.69弧度/厘米。(對于4.5厘米的模型厚度，輻射在左側的單一施加器的電場在表面上為E0，(其中i代表90度的相位轉換)，在中心位置為-i E0(2.25厘米深)，在右側表面為-0.6E0。將兩個相位相干施加器在兩個表面的電場值0.4E0和中心位置上的電場值-i1.6E0(2.25厘米深)結合起來。這樣，對于乳房，其表面上具有非常低的SAR，相對于中心SAR，因數為16。180度的相位轉換通過傳輸穿過4.5厘米的乳房組織的微波場實現，利用0度相位轉換能夠部分抵消進入乳房組織的場或使其為零。由于遠離中心焦點的微波的有害干擾，因此能夠預料到在表面乳房組織中的較低溫度。在相對皮膚表面上的較低SAR會有效地將微波能量聚焦在乳房的深處。
根據本發明的自適應相控陣列系統使用兩個微波通道，通過振蕩器105供給，振蕩器105包含兩各電可調相位轉換器120以將微波能量聚焦在電場反饋探針175上。這種自適應相控陣列系統比非自適應相控陣列系統有著更大的優點。帶有兩個通道的非自適應相控陣列系統理論上能夠產生一個零，最大或者中等的電場值，但這取決于這兩個微波分別是否是相位相差180度，相位相同，相位部分相差。也就是說，本發明傳送到微波施加器上的微波相位在治療期間或治療之前能夠調整-180度-180度之間以便在乳房組織中產生聚焦的場。
因為根據本發明的自適應相控陣列能夠自動將所有分散結構形式的電場聚焦在組織內，所以相對于Turner的美國專利US4589423中所述的人工調節或預治療計劃控制的相控陣列，這種類型的陣列應提供更可靠的聚焦加熱的深度。而且，根據本發明的自適應相控陣列系統沒有使用能夠分散或改變腫瘤位置上的電場的侵入溫度探針。
微波能量的計算電能消耗通常用千瓦小時表示。數學上，由施加器傳送的微波能量W的表達式(Vitrogan，電磁電路元件(Elements of Electric and MagneticCircuits，Rinehart Press，San Francisco，1971，31-34頁)為W＝Δt∑Pi(1)在上述方程中，Δt代表微波功率可以測量的恒定間隔(秒)，∑是這個治療間隔的總功率，第i個間隔的功率是Pi。
微波能量W的單位是瓦特秒，也可以是焦耳。例如在連續的60秒間隔內，如果微波功率分別為30瓦，50瓦，60瓦，那么180秒內的總微波能量為W＝60(30+50+60)＝8400J＝8.4kJ為了能夠好地理解在每單位時間內的聚焦能量W’(其中’代表最初)，所述能量聚集在通過雙相對施加器改變厚度(由D表示)的均勻乳房組織內的中心位置上，參考下列運算。P1，P2分別為傳送給兩個施加器的功率。每個施加器輻射的電場與傳送給電場的功率平方根成正比。假設對稱，那么輻射場從兩個施加器在中心聚焦位置是等相位的。假設來自每個施加器的功率相等，即P1＝P2＝P，而且是平面波，那么在中心深度的單位時間聚焦的能量表示為W’(D)＝|E|2＝4P exp(-αD) (2)如表4和圖7所示，方程(2)用于計算每單位時間在正常乳房組織中心深度的915MHz的聚焦能量，其中乳房厚度為4-8厘米，衰減常數為0.11弧度/厘米。
擠壓厚度(厘米) 在焦點的相對能量4.00.6434.25 0.6264.50 0.6084.75 0.5925.00.5765.25 0.5605.50 0.5455.75 0.5306.00 0.5166.25 0.5026.50 0.4886.75 0.4757.00 0.4627.25 0.4497.50 0.4377.75 0.4258.00 0.413表4對于雙相對915MHz的平面波，中心焦點上的相對微波能量聚焦在模擬的正常乳房組織中。
同樣可以看出，對于給定的功率水平，當焦點位置向皮膚移動時，會產生較高的能量。
等效熱量的計算相對于43攝氏度的等效熱量計算為總和(Sapaereto等人，國際放射腫瘤學生物物理學雜志，1984年，第10卷，787-800頁(InternationalJournal of Radiation Oncology Biology Physics，Vol.10，pp.787-800，1984)) 其中∑為治療期間一系列溫度測量值的總和，T是一系列溫度測量值，(T1，T2，T3.....)，Δt是兩個測量值之間的恒定的時間間隔(單位為秒并轉換成分鐘)，如果T＞43攝氏度，R＝0.5，如果T＜43攝氏度，R＝0.25。等效熱量的計算對于估計對乳房組織和皮膚任何加熱損害是非常有用的。
在模擬乳房組織中詳細的微波單位吸收率的計算為評估暴露在微波射線中的正常乳房組織和帶有腫瘤的正常乳房組織中的加熱圖案，，三維單位吸收率(SAR)加熱圖案利用有限差分時域理論和計算機模擬計算出(Taflove，計算電動力學有限差分時域方法，1995年，642頁(Computational ElectrodynamicsThe finite-differencetime-domain method，Artech house，Inc.，Norwood，Massachusetts，p.624，1995)。如圖7所示，這些模擬由工作在915MHz下的建模雙相對TEM-2波導施加器來完成(Celsion corp，Columbia，Maryland)。在6厘米厚的均勻正常乳房組織(脂肪和腺體的混合物)的中心位置，這些施加器被假定為放射穿過樹脂玻璃薄板，其模擬在自適應微波相控陣列乳房高溫系統中用于乳房擠壓的平板。
每個金屬波導都裝在高介電常數材料的側壁上，這種材料將射線匹配和成形在波導孔內。如圖8所示，波導施加器是線性極化的并且在γ方向上與電場對齊。3毫米厚的有機玻璃平板和每個施加器相鄰并且平行于波導孔。在兩個相對的TEM-2波導施加器之間是6厘米厚的均勻的正常乳房組織模型。剩余部分由成空氣模的立方晶胞充滿。
SAR的分布通過電場波幅的平方并乘以乳房組織電導率來計算。，SAR經常用相對于100％的最大值的等級來描述(50％通常認為是有效加熱帶)。如果忽略血液流動和熱傳導作用，SAR和每單位時間溫度的初始上升成正比。
如圖9-13所示，在3個基本平面(xy，xz，yz)內計算SAR圖案。SAR在均勻的正常乳房組織中的側視(xy面，z＝0)圖案(75％和50％輪廓線)如圖9所示。這種圖案通常很好地鐘形成形和集中在TEM-2施加器之間。圖10為俯視(xz面，y＝0)SAR圖案(75％和50％輪廓線)。這個圖案表現為小的橢圓形的75％的SAR區域，該區域由三片橢圓形50％的SAR區域圍繞。75％的SAR區域的小尺寸是由于用于這種型號施加器的放射電場的注模形狀的緣故。圖11為SAR圖案(yz面，x＝0)的端視圖(75％和50％輪廓線)。這個圖案表現為小的圓形的75％的SAR區域，該區域由三片橢圓形的50％的SAR區域圍繞，50％的SAR區域和波導孔的尺寸差不太多。
圖9-11所示的結果表明，大量的乳房深層組織能夠利用TEM-2波導施加器由自適應相控陣列系統加熱，而表面組織基本上沒有被加熱。任何暴露于這種加熱場的高水份組織相對于周圍正常乳房組織都會被優先加熱。為了示范有選擇的(優先的)加熱，將兩個直徑為1.5厘米的球形模擬腫瘤(介電常數為58.6，電導率為1.05S/m)嵌入正常的乳房組織5厘米深的空間內，圖12所示為用于俯視圖的FDTD計算。與圖10所示的結果相比較，很清楚加熱圖案已經顯著改變，兩個高水份腫瘤區域被選擇加熱，x＝0時沿著z軸計算的圖案如圖13所示。兩個腫瘤位置上出現了頂點，從而再次證明了與周圍正常乳房組織相比的高水份癌癥的有選擇的加熱。從諸如纖維腺瘤和囊腫的良性乳房損害中也可以預見類似的結果。
盡管參考優選實施例對本發明進行了描述，需要理解的是對于本領域的普通技術人員而言，在不脫離本發明權利要求所限定的精神和范圍內，可以對本發明作出各種形式和細節上的改變。例如，盡管這里參考乳腺癌和良性乳房損害的治療描述了高溫系統，但本發明還可以適用于其他類型癌癥的治療，例如前列腺，肝臟，肺，卵巢以及諸如良性前列腺增生(BPH)的良性疾病的治療。而且，需要理解的是較大或較小數量的陣列天線施加器，或單一天線施加器都可以使用并具有相同的結果。此處所述的一些方法和技術還適用于超聲波高溫加熱系統，尤其是用于能量反饋控制。該方法能夠用于增強放射治療或用于目標藥物的傳送和/或者利用熱敏脂質體用于目標基因治療傳送。本發明同樣還適用于非治療高溫系統，如用于工業加熱的高溫。
權利要求
1.一種通過利用聚焦的微波能量進行乳房組織有選擇的放射來治療乳房癌癥或良性病癥的方法，該方法包括以下步驟a)將電場探針傳感器插入到乳房內合適的深度；b)監測乳房皮膚表面的溫度；c)將兩個微波施加器定位在乳房的相對兩側；d)設定傳送給每個波導施加器的初始微波功率；e)設定傳送給每個波導施加器的初始相對微波相位以便將微波能量聚焦到定位在乳房組織內的電場探針上；f)根據監測到的皮膚溫度，在治療期間調節傳送給每個波導施加器的相對微波功率；g)監測傳送到微波施加器的微波能量；及h)當所希望的總的微波能量已經通過微波施加器傳送到乳房時完成治療。
2.根據權利要求1所述的方法，其中所述插入電場探針的步驟是借助導引到乳房組織中心深度或乳房損害內的超聲波完成的。
3.根據權利要求1所述的方法，其中監測皮膚表面溫度的步驟包括把溫度探針傳感器連接到乳房皮膚表面上的步驟。
4.根據權利要求2所述的方法，其中該方法還包括利用擠壓板將乳房擠壓在3-8厘米之間；治療期間調節乳房的擠壓量以便病人舒適；及其中乳房擠壓板由塑料制成并具有2-4毫米的厚度，且包括直徑在4.5-6.5厘米之間的一個或多個孔以允許乳房組織的成像和放置帶有超聲波轉換器的電場探針。
5.根據權利要求1所述的方法，其中乳房的癌癥包括入侵導管癌，癌癥前期病癥包括原處的導管癌，原處的小葉癌，和管內增生細胞以及包括囊腫和纖維腺瘤的乳房良性損害。
6.根據權利要求1所述的方法，其中該方法還包括調節來自乳房周圍單獨的風扇的氣流以冷卻乳房皮膚表面的步驟，其中這種氣流是空氣調節的，制冷的，或者室溫中的一個并且氣流穿過或圍繞微波施加器。
7.根據權利要求1所述的方法，其中微波能量的頻率在100MHz-10GHz之間。
8.根據權利要求1所述的方法，其中該方法還包括調節傳送到兩個微波施加器的相對微波相位的步驟；及其中在治療之前或期間，將相對微波相位調節在-180-180度之間以便在乳房組織中產生聚焦的場。
9.根據權利要求1所述的方法，其中傳送到每個波導施加器的初始微波功率在20-60瓦特之間。
10.根據權利要求1所述的方法，其中在治療期間將微波功率調節在0-150瓦之間以傳送所需的微波能量并避免皮膚過熱。
11.根據權利要求1所述的方法，其中該方法還包括在治療期間確定傳送到波導施加器的總的微波能量并實時顯示該總的微波能量的步驟。
12.根據權利要求1所述的方法，其中用于完成治療的總的微波能量在25-250千焦之間。
13.根據權利要求1所述的方法，其中該方法還包括將溫度探針傳感器插入到乳房組織內的合適深度以監測溫度。
14.根據權利要求1所述的方法，其中總的微波能量產生在乳房損害中產生等效的熱量，相對于43攝氏度其大約在40-100分鐘之間。
15.根據權利要求1所述的方法，其中該方法還包括監測傳送到電場探針的微波功率水平，其中被電場接收到的總的微波能量作為反饋以確定治療的長度。
16.根據權利要求1所述的方法，對于大的乳房瘤，作為步驟a-h的加熱治療結果，大部分治療的乳腺癌被殺滅且腫瘤顯著收縮，從而可以進行外科乳房腫瘤切除術以代替外科乳房切除術，及其中步驟a-h的加熱治療避免了損害正常的乳房組織。
17.根據權利要求1所述的方法，其中作為步驟a-h的加熱治療結果，所有治療的乳腺癌和其他損害都會被殺滅，因此根據乳房X線照相方法，外科乳房切除術或乳房腫瘤切除術不再是醫療上所必須的，所述乳房X線照相方法包括適用微波總能量前后的X射線，超聲波或磁共振成像；及其中步驟a-h的加熱治療避免了損害正常的乳房組織。
18.根據權利要求1所述的方法，其中步驟a-h可以重復一直到作為加熱治療的結果所有的乳房損害(癌癥的，前期癌癥的，良性的)被完全殺滅并且不損害正常的乳房組織。
19.一種通過利用聚焦的微波能量進行乳房組織有選擇的放射來治療乳房癌癥或良性病癥的方法，該方法包括以下步驟a)將兩個非侵入電場皮膚探針定位在乳房皮膚表面的相對兩側；b)監測乳房皮膚表面的溫度；c)將兩個微波施加器定位在乳房的相對兩側；d)設定傳送給每個波導施加器的初始微波功率；e)設定傳送給每個波導施加器的初始相對微波相位以便將微波能量聚焦到要治療的乳房組織上；f)調節傳送給每個波導施加器的微波相位以使電場皮膚探針接收到的總功率最小，由此在乳房內產生聚焦的場；g)根據監測到的皮膚溫度，在治療期間調節傳送給每個波導施加器的相對微波功率；h)監測傳送到微波施加器的微波能量；及i)當所希望的總的微波能量已經通過微波施加器傳送到乳房時完成治療。
20.一種通過利用聚焦的微波能量選擇加熱或放射健康的組織來防止癌癥或良性病癥發生或再生的方法，該方法包括以下步驟a)將電場探針傳感器插入到乳房內合適的深度；b)監測乳房皮膚表面的溫度；c)將兩個微波施加器定位在乳房的相對兩側；d)將具有相對微波相位的微波能量/功率傳送到每個波導施加器以便將微波能量聚焦在電場探針上；e)根據監測到的皮膚溫度，在治療期間調節傳送給每個波導施加器的相對微波功率；f)監測傳送到微波施加器的微波能量；及g)當所希望的總的微波能量已經通過微波施加器傳送到乳房時完成治療。
21.一種通過利用聚焦的微波能量進行乳房組織有選擇的放射來治療乳房癌癥或良性病癥的方法，該方法包括以下步驟a)將電場探針傳感器插入到乳房內合適的深度；b)監測乳房皮膚表面的溫度；c)將兩個微波施加器定位在乳房的相對兩側用于利用微波能量放射乳房；d)根據電場探針的位置，將具有相對微波相位的微波能量/功率傳送到每個波導施加器以便聚焦微波能量；e)根據監測到的皮膚溫度，在治療期間調節傳送給每個波導施加器的相對微波功率；f)確定電場探針周圍的邊界點以獲得用于放射乳房的幾何形狀；及g)調節施加到每個施加器的微波能量的相對相位，從而施加的聚焦微波能量掃描確定的幾何形狀，由此放射大的乳房區域。
22.一種通過利用聚焦的微波能量進行乳房組織有選擇的放射來治療乳房癌癥或良性病癥的方法，該方法包括以下步驟a)將電場探針傳感器插入到乳房內合適的深度；b)插入溫度探針傳感器以監測乳房合適深度內的溫度；c)監測乳房皮膚表面的溫度；d)將兩個微波施加器定位在乳房的相對兩側；e)設定傳送給每個波導施加器的初始微波功率；f)設定傳送給每個波導施加器的初始相對微波相位以便將微波能量聚焦到定位在乳房組織內的電場探針上；g)根據監測到的內部皮膚溫度，監測到的皮膚溫度和監測到的微波能量，在治療期間調節傳送到乳房的相對微波功率；及h)當所希望的總的微波能量和所希望的熱能中的一個已經通過微波施加器傳送到乳房時完成治療。
23.一種通過利用聚焦的微波能量進行乳房組織有選擇的放射來治療乳房癌癥或良性病癥的方法，該方法包括以下步驟a)將兩個非侵入電場皮膚探針定位在乳房皮膚表面的相對兩側；b)插入溫度探針傳感器以監測乳房合適深度內的溫度；c)監測乳房皮膚表面的溫度；d)將兩個微波施加器定位在乳房的相對兩側；e)設定傳送給每個波導施加器的初始微波功率；f)設定傳送給每個波導施加器的初始相對微波相位以便將微波能量聚焦到要治療的乳房組織上；g)調節傳送給每個波導施加器的微波相位以使電場皮膚探針接收到的總功率最小，由此在乳房內產生聚焦的場；h)根據監測到的內部皮膚溫度，監測到的皮膚溫度和監測到的微波能量，在治療期間調節傳送到乳房的相對微波功率；及i)當所希望的總的微波能量和所希望的熱能中的一個已經通過微波施加器傳送到乳房時完成治療。
24.一種通過利用聚焦的微波能量進行乳房組織有選擇的放射來治療乳房癌癥或良性病癥的方法，該方法包括以下步驟a)將電場探針傳感器插入到乳房內合適的深度；b)通過非侵入溫度測定法技術監測乳房組織內合適深度的和皮膚表面的溫度，其中非侵入溫度測定法技術包括紅外線，激光，超聲波，電抗X射線斷層術，磁共振成像和輻射線測定；c)將兩個微波施加器定位在乳房的相對兩側；d)設定傳送給每個波導施加器的初始微波功率；e)設定傳送給每個波導施加器的初始相對微波相位以便將微波能量聚焦到定位在乳房組織內的電場探針上；f)根據監測到的內部皮膚溫度，監測到的皮膚溫度和監測到的微波能量，在治療期間調節傳送到乳房的相對微波功率；及g)當所希望的總的微波能量和所希望的熱能中的一個已經通過微波施加器傳送到乳房時完成治療。
25.一種通過利用聚焦的微波能量進行乳房組織有選擇的放射來治療乳房癌癥或良性病癥的方法，該方法包括以下步驟a)將兩個非侵入電場皮膚探針定位在乳房皮膚表面的相對兩側；通過非侵入溫度測定法技術監測乳房組織內合適深度的和皮膚表面的溫度，其中非侵入溫度測定法技術包括紅外線，激光，超聲波，電抗X射線斷層術，磁共振成像和輻射線測定；b)將兩個微波施加器定位在乳房的相對兩側；c)設定傳送給每個波導施加器的初始微波功率；d)設定傳送給每個波導施加器的初始相對微波相位以便將微波能量聚焦到要治療的乳房組織上；e)調節傳送給每個波導施加器的微波相位以使電場皮膚探針接收到的總功率最小，由此在乳房內產生聚焦的場；f)根據監測到的內部皮膚溫度，監測到的皮膚溫度和監測到的微波能量，在治療期間調節傳送到乳房的相對微波功率；及g)當所希望的總的微波能量和所希望的熱能中的一個已經通過微波施加器傳送到乳房時完成治療。
26.一種通過利用聚焦的微波能量進行乳房組織有選擇的放射來治療乳房癌癥或良性病癥的方法，該方法包括以下步驟a)在乳房周圍設置兩個或更多個微波施加器由此圍繞乳房成環形；b)把微波能量傳送給兩個或更多個微波施加器，以利用聚焦的微波能量有選擇地放射乳房組織并至少治療乳腺癌和乳房良性病癥中的一個。
27.根據權利要求1所述的方法，其中聚焦的微波放射用于增強放射治療或用于目標藥物的傳送和利用熱敏脂質體用于乳腺瘤或其他乳房損害治療的目標基因治療。
28.一種用于治療人體內的腫瘤或其他損害的方法，該方法包括以下步驟a)在腫瘤所在的區域內擠壓組織并注射藥物，且通過多普勒儀或微波超聲波監測，所述擠壓和藥物減少了血液流動以便允許腫瘤和其他損害的快速加熱，所述藥物包括具有腎上腺素或抗血管生產藥物的局部麻醉劑；b)通過微波，超聲波，射頻和激光能中一種加熱腫瘤和其他損害。
29.一種自適應微波相控陣列高溫設備，其用于利用聚焦的微波能量有選擇地放射乳房組織，該設備包括由自適應相控陣列算法控制的至少一個第一和第二相位相干施加器(100)，至少一個電場反饋探針(175)用以聚焦微波射線，至少一個溫度反饋傳感器(410)用于監測皮膚表面溫度以調節微波功率的水平從而將乳房組織加熱到所需的溫度，控制設備，其用于根據監測到的溫度調節要傳送到乳房組織的微波功率，用于監測傳送到乳房的微波能量及當預定的總微波能量已經被傳送時完成治療。
全文摘要
一種治療乳腺癌癥或良性損害的方法和設備,其通過利用自適應相控陣列聚焦的微波能量放射乳房組織實現。通過擠壓乳房并且在乳房的中心部位插入單個的電場探針或在乳房皮膚相對的兩側放置兩個非侵入電場探針可以將微波能量聚焦在乳房內。來自電場探針的反饋信號調節微波相位,該相位傳送給定位在擠壓的乳房組織兩側的波導施加器。在治療期間,溫度反饋傳感器測量皮膚溫度以調節傳送給波導施加器的微波功率,從而避免皮膚過熱。治療期間可以實時監控傳送給波導施加器的微波能量,當所需的總微波能量已經適用時完成治療。
文檔編號A61F7/00GK1380833SQ01801512
公開日2002年11月20日 申請日期2001年4月12日 優先權日2000年4月13日
發明者約翰·蒙, 艾倫·J·芬恩 申請人:效思因公司