消融系統的制作方法
【專利摘要】本申請涉及一種消融系統，包括存儲內腔網絡的多個計算機斷層成像(CT)圖像的圖像數據庫以及，結合內窺鏡和CT圖像，使得能夠把可定位導向裝置與延伸的工作通道導航到感興趣的點的導航系統。該系統還包括放成接近感興趣的點的一個或多個基準標記器以及用于向感興趣的點施加能量的經皮微波消融設備。利用本公開的上述實施例，提供了一種克服現有技術的缺點之一的消融系統。
【專利說明】消融系統
【技術領域】
[0001] 本公開內容涉及適于用在組織消融應用中的微波外科設備。
【背景技術】
[0002] 某些疾病的治療需要破壞惡性組織生長，例如腫瘤。電磁輻射可用于加熱并摧毀 腫瘤細胞。治療可以涉及把消融探針插入識別出癌腫瘤的組織中。一旦探針被定位，電磁 能量就通過探針傳遞到周圍的組織中。
[0003] 在諸如癌癥等疾病的治療中，已經發現某些類型的腫瘤細胞在稍低于通常對健康 細胞造成傷害的溫度的升高的溫度變性。已知的治療方法，諸如熱療療法，把病變細胞加熱 至高于41°C的溫度，同時維持臨近的健康細胞低于發生不可逆細胞破壞的溫度。這些方法 涉及應用電磁輻射來加熱或消融組織。
[0004] 已經為多種用途和應用開發出了利用電磁輻射的電外科設備。通常，用在消融手 術中的裝置包括充當能量源的電力生成源（例如微波或射頻（RF)電外科生成器）和用于 把能量指向目標組織的外科器械（例如，具有天線組件的微波消融探針）。生成器和外科器 械通常通過具有多個導體的電纜組件操作耦合，用于把能量從生成器發送到器械，并且用 于在器械和生成器之間傳送控制、反饋和識別信號。
[0005] 有若干種類型可以在組織消融應用中使用的微波探針在使用當中，例如，單極、雙 極和螺旋形。在單極和雙極天線組件中，微波能量一般垂直地從導體的軸輻射出去。單極 天線組件通常包括單個拉長的導體。典型的雙極天線組件包括兩個拉長的導體，這兩個導 體線性對準并且利用放在其間的電絕緣體定位成相對于彼此端對端。螺旋形天線組件包括 各種尺寸的，例如，直徑和長度，螺旋形導體配置。螺旋形天線組件的主要工作模式是正則 模式（寬邊），其中被螺旋輻射的場在與螺旋軸垂直的平面內最大化，以及軸向模式（端射 式），其中最大化輻射沿著螺旋軸。
[0006] 組織消融手術的特定類型可以規定特定的消融體積，以實現期望的外科結果。消 融體積與天線設計、天線性能、天線阻抗、消融時間與瓦數以及組織的特性，例如組織的阻 抗，相關。
【發明內容】
[0007] 因為讓惡性細胞變性所需的溫度和通常對健康細胞造成傷害的溫度之間的小溫 度差，所以需要已知的加熱模式和精確的溫度控制來產生更可預測的溫度分布，以便在最 小化對施加電外科能量的組織周圍其它健康組織的損害的情況下根除腫瘤細胞。流體冷卻 或介電緩沖微波設備可以在消融手術中使用。在微波消融設備的操作過程中，如果冷卻劑 或緩沖流體的流被中斷，則微波消融設備會由于從增加的反射功率生成的熱而呈現快速故 障。
[0008] 本公開內容的一方面針對消融系統，包括：微波消融設備，配置為經皮插入患者體 內并且具有輻射區段和近端手柄；冷卻系統，配置為在消融手術期間向所述微波消融設備 提供冷卻；溫度感測系統，配置為感測接近所述微波消融設備的輻射區段的組織的溫度； 能量源，配置為向所述微波消融設備提供微波能量；及導航系統，配置為向用戶指示消融目 標的位置以及到該目標的通路。
[0009] 在一個示例中，該消融系統還包括感測與所述微波消融設備相鄰的組織的溫度的 至少一個溫度傳感器。
[0010] 在一個示例中，所述溫度感測系統從每個所述溫度傳感器接收溫度數據。
[0011] 在一個示例中，所述溫度數據向所述能量源提供反饋，以控制所述能量源的操作。
[0012] 在一個示例中，所述溫度感測系統比較所述接收到的溫度與存儲在存儲器中的溫 度剖面，來確定是否已經有足夠的能量施加到組織。
[0013] 在一個示例中，所述溫度感測系統在所述存儲器中存儲與接收到的溫度數據、能 量施加的持續時間以及所述能量源的功率設置關聯的輻射模式。
[0014] 在一個示例中，所述導航系統采用計劃階段和導航階段。
[0015] 在一個示例中，其中所述計劃階段采用CT圖像來識別消融目標。
[0016] 在一個示例中，其中所述導航階段需要第二圖像與所述CT圖像的配準。
[0017] 在一個示例中，還包括利用導航系統放在消融目標處的一個或多個基準標記器。
[0018] 在一個示例中，其中所述基準標記器包括可釋放的染料，以便標記所述標記器的 位置。
[0019] 本公開內容的一方面針對消融系統，該系統包括存儲內腔網絡的多個計算機斷層 成像（CT)圖像的圖像數據庫以及，結合內窺鏡和CT圖像，使得能夠把可定位導向裝置與延 伸的工作通道導航到感興趣的點的導航系統。該系統還包括放成接近感興趣的點的一個或 多個基準標記器以及用于向感興趣的點施加能量的經皮微波消融設備。經皮微波消融設 備、可定位導向裝置以及延伸的工作通道的尺寸設計成適于肺臟組織的導航與消融。根據 本公開內容的另一方面，該系統可以包括使得能夠觀看CT圖像以便確定通過內腔網絡到 感興趣的點的計劃系統。
[0020] 在該系統中，基準標記器可以通過延伸的工作通道放置在內腔網絡中。附加地或 者作為替代，該系統可以包括在內腔網絡的外部上的多個基準標記器。該系統可以包括在 內腔網絡周圍生成電磁場的發射器。電磁場和內腔網絡的外部上的基準標記器可以使導航 系統能夠確定可定位導向裝置在內腔網絡中的位置。還有，可定位導向裝置的位置的確定 使導航系統能夠基于CT圖像數據顯示可定位導向裝置的位置的圖形表示。該圖形表示可 以包括可定位導向裝置和延伸的工作通道為了到達感興趣的點而必須遵循的路徑。可定位 導向裝置的位置和CT圖像數據可以彼此配準。
[0021] 根據本公開內容的另一方面，該系統可以包括觀看內腔網絡的外部的腹腔鏡以及 腹腔鏡圖像顯示設備。根據本公開內容的另一方面，放成接近感興趣的點的基準標記器包 括在植入之后膨脹的水凝膠材料。基準標記器可以包括隨著時間從標記器散開的染料而 且，當標記器放成接近內腔網絡的外表面時，可以通過腹腔鏡看到，以識別感興趣的點。另 夕卜，基準標記器可以包括不透射線的標記器，使得標記器的位置能夠利用成像方式來確定。
[0022] 根據本公開內容的另一方面，該系統包括連接到經皮消融設備的微波生成器。該 系統還可以包括向經皮消融設備供給冷卻流體的流體冷卻系統。
[0023] 在本公開內容還有另一方面中，經皮消融設備包括感測平衡-不平衡變壓器溫度 的溫度傳感器。該溫度傳感器可以放成與電連接到經皮消融設備的外部導體的平衡-不平 衡變壓器短路接觸。
[0024] 本公開內容的另一方面針對一種包括配置為經皮插入到患者體內的微波消融設 備的系統。該微波消融設備包括輻射區段和近端手柄。該系統包括配置為在消融手術期間 向微波消融設備提供冷卻的冷卻組件和配置為感測接近微波消融設備的輻射區段的組織 的溫度的溫度感測系統。還有，該系統包括向微波消融設備提供微波能量的能量源和配置 為向用戶指示消融目標的位置以及到該目標的通路的導航系統。
[0025] 該系統包括輻射區段上至少一個溫度傳感器，該溫度傳感器感測與微波消融設備 相鄰的組織的溫度并且接收來自每個溫度傳感器的溫度數據。溫度數據向能量源提供反 饋，以控制能量源的操作。
[0026] 根據該系統的另一方面，溫度感測系統比較接收到的溫度數據與存儲在存儲器中 的溫度剖面，來確定是否已經有足夠的能量施加到組織。溫度感測系統可以在存儲器中存 儲與接收到的溫度數據、能量施加的持續時間和能量源的功率設置關聯的輻射模式。
[0027] 根據本公開內容的另一方面，導航系統采用計劃階段和導航階段。計劃階段可以 采用CT圖像來識別目標。另外，導航階段可能需要第二圖像與CT圖像的配準，并且可以 采用利用導航系統放在目標位置處的一個或多個基準標記器。基準標記器可以包括可釋放 的染料，以標記該標記器的位置。
[0028] 利用本公開的上述實施例，提供了一種克服現有技術的上述缺點之一的消融系 統。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0029] 當參考附圖閱讀其各種實施例的描述時，所公開的具有流體冷卻探針組件的能量 遞送設備及包括其的系統的目標與特征將對本領域普通技術人員變得顯而易見，其中：
[0030] 圖1是根據本公開內容一種實施例的醫療設備的分解圖；
[0031] 圖2A是根據本公開內容一種實施例的包括探針、觳組件和生成器連接器組件的 醫療設備的不意圖；
[0032] 圖2B是根據本公開內容一種實施例的圖2A中所指示細節區域的放大橫截面視 圖；
[0033] 圖3A是根據本公開內容一種實施例、圖2A所示探針和觳組件的放大橫截面視 圖；
[0034] 圖3B是根據本公開內容一種實施例、圖3A所指示細節區域的放大橫截面視圖；
[0035] 圖4是根據本公開內容一種實施例、在組裝過程中本公開內容探針組件的饋線部 分的放大橫截面視圖；
[0036] 圖5是根據本公開內容一種實施例、在組裝過程中本公開內容探針組件的饋線的 部分的放大橫截面視圖；
[0037] 圖6是根據本公開內容一種實施例、已完成饋線的部分的放大橫截面視圖；
[0038] 圖7A是根據本公開內容一種實施例的探針組件的一部分的橫截面視圖；
[0039] 圖7B是繪出溫度傳感器陣列的圖7A探針組件的縱向橫截面視圖；
[0040] 圖7C是繪出溫度傳感器的圖7A探針組件的橫截面視圖；
[0041] 圖8是根據本公開內容一種實施例、醫療設備的探針饋線和輻射部分的遠端部分 的放大橫截面視圖；
[0042] 圖9是根據本公開內容一種實施例的基于CT的內腔導航系統的屏幕截圖；
[0043] 圖10是根據本公開內容一種實施例的基于CT的內腔導航系統的屏幕截圖；
[0044] 圖11是根據本公開內容一種實施例的內腔導航系統的透視圖；
[0045] 圖12是根據本公開內容一種實施例的內腔導管遞送組件的側視圖；
[0046] 圖13是根據本公開內容一種實施例的導管操縱系統的透視圖；
[0047] 圖14是根據本公開內容一種實施例的導管的側視圖；
[0048] 圖15是根據本公開內容一種實施例的基于CT的內腔導航系統的屏幕截圖；
[0049] 圖16A是根據本公開內容一種實施例、接受VATS手術的患者的側視圖；
[0050] 圖16B是根據本公開內容一種實施例、在VATS手術過程中在視頻監視器上所呈現 的圖像；
[0051] 圖17是根據本公開內容一種實施例的標記器的透視圖；
[0052] 圖18是其中植入了圖17標記器的肺臟組織的透視圖；
[0053] 圖19是在植入之后某個時間圖18標記器的透視圖；
[0054] 圖20是根據本公開內容一種實施例的標記器的透視圖。
【具體實施方式】
[0055] 本公開內容一般而言針對微波消融探針和用于在體內期望位置放置探針的系統。 本公開內容的一方面是結合由superDimension公司開發的i~L()丨目標識別、導航及標 記器放置系統實現經皮微波消融探針。特別地，本公開內容描述了用于通過患者體內識別 出的要治療的目標的微波消融來治療肺癌及其它肺臟疾病的設備與系統，但是本文所述 的本公開內容及其實施例的應用不限于任何特定的要治療的組織或器官，實際上，預期本 公開內容的系統與方法可以用于治療肝臟組織、腎臟組織、胰腺組織、腸胃組織、組織間隙 的塊（mass)以及本領域技術人員已知的可以經微波消融治療的身體其它部分。以下更詳 細地描述本公開內容的這些及其它方面。
[0056] 在下文中，參考附圖描述本公開內容具有流體冷卻探針組件的能量遞送設備及包 括其的系統的實施例。貫穿附圖的描述，相同的標號可以指相似或完全相同的元件。如附 圖中所示并且在本描述中所使用的，并且就像在指關于一個物體的相對定位時所習慣的， 術語"近"指裝置的那部分或者其組成部分更靠近用戶，而術語"遠"指裝置的那部分或者 其組成部分離用戶更遠。
[0057] 本描述可能使用了短語"在一種實施例中"、"在實施例中"、"在有些實施例中"或 者"在其它實施例中"，這些短語中每個都可以指根據本公開內容的相同或不同實施例中的 一個或多個。
[0058] 電磁能量一般通過增加的能量或者減小的波長分成無線電波、微波、紅外線、可見 光、紫外線、X-射線和伽瑪射線。如在本描述中所使用的，"微波"一般指300兆赫茲（MHz) (3XlO8周期/秒）至300千兆赫茲（GHz) (3XlO11周期/秒）頻率范圍內的電磁波。如在 本描述中所使用的，"消融手術"一般指任何消融手術，諸如像微波消融、射頻（RF)消融或者 微波或RF消融輔助的切除術。
[0059] 如在本描述中所使用的，"能量施加器" 一般指可以用于把能量從發電源，諸如微 波或RF電外科生成器，傳輸到組織的任何設備。對于本文的目的，術語"能量施加器"可以 與術語"能量遞送設備"互換。如在本描述中所使用的，"傳輸線"一般指可以用于信號從一 個點到另一個點的傳播的任何傳輸介質。如在本描述中所使用的，"流體"一般指液體、氣體 或者二者兼有。
[0060] 如在本描述中所使用的，"長度"可以指電氣長度或物理長度。一般而言，電氣長度 是以在介質中傳播的信號的波長為單位的傳輸介質長度的表示。電氣長度通常以波長、弧 度或度為單位來表示。例如，電氣長度可以表示為在傳輸介質中傳播的電磁波或電信號的 波長的倍數或者子倍數（sub-multiple)。波長可以用弧度或者用角度測量的人工單位，諸 如度，來表示。電氣長度一般與物理長度不同。通過適當無功元件（電容性或電感性）的 添加，電氣長度可以比物理長度顯著更短或更長。
[0061] 本公開內容的各種實施例提供了具有流體冷卻探針組件的能量遞送設備，該探針 組件包括平衡-不平衡變壓器和布置成與該平衡-不平衡變壓器關聯的溫度傳感器。實施 例可適于在開放性外科應用中使用。實施例可適于供手輔助的、內窺鏡和腹腔鏡外科手術 使用，諸如視頻輔助的胸外科手術。實施例可以利用處于微波頻率、RF頻率或者處于其它 頻率的電磁輻射來實現。包括目前根據各種實施例所公開的具有流體冷卻探針組件的能量 遞送設備的電外科系統配置為在大約300MHz和大約IOGHz之間的頻率操作，其中所述探針 組件布置成經觳40與冷卻劑供給系統流體相通。在操作過程中，冷卻探針組件可以增強天 線組件的總體發熱模式、防止對天線組件的損害和/或防止對臨床醫生或患者的傷害。 [0062]目前公開的具有流體冷卻探針組件的能量遞送設備的各種實施例適用于微波或 RF消融并且適于為微波或RF消融輔助的外科切除術預凝結組織，其中所述探針組件包括 平衡-不平衡變壓器和布置成與該平衡-不平衡變壓器關聯的溫度傳感器。雖然下文中描 述的各種方法針對目標組織的微波消融和完全破壞，但是應當理解，用于指引電磁輻射的 方法可以供其中目標組織被部分摧毀或損害的其它療法使用，諸如像為了防止心臟組織中 電脈沖的傳導。此外，雖然以下描述描述了雙極微波天線的使用，但是本公開內容的教義還 可以應用到單極、螺旋形或者其它合適類型的微波天線或RF電極。
[0063] 圖1是醫療設備10的分解圖，特別地，醫療設備10是微波天線。醫療設備10包 括外部管狀構件30、內部管狀構件35、饋線14、天線組件12及尖端19,在組裝時，這些構成 探針組件或者其部分。醫療設備10-般包括兩個半塊的外罩21和22,在組裝時，這些構 成手柄主體23。手柄主體23在其中定義手柄主體室26。醫療設備10包括至少部分地位 于手柄主體室26中的觳40 (以及本文所述的其它組件）。
[0064] 觳40包括在其中定義觳主體室46的觳主體43。醫療設備10包括觳帽150和觳 分割器160,它們配置為可以在觳主體室46中被接納，從而與觳主體43的內壁密封嚙合。 外部管狀構件30、內部管狀構件35、觳40及與其合作的部件（例如，觳帽150和觳分割器 160)適于維持到天線組件12的流體流。觳主體43 -般包括第一端口 41和第二端口 42， 例如，以便允許經一條或多條冷卻劑路徑（例如，圖2A中所示的第一冷卻劑路徑16和第二 冷卻劑路徑18)與冷卻劑供給系統（例如，圖2A中所示的冷卻劑供給系統50)流體相通。 第一端口 41和第二端口 42可以是任何合適的形狀，例如矩形、圓柱形等，而且可以包括適 于接納〇-環或其它合適密封元件的溝槽。
[0065] 在有些實施例中，觳主體43可以包括適于與和一個或多個與手柄主體23關聯的 對應機械接口（例如，圖2A中所示的插片70)配對嚙合的一個或多個機械接口，例如凹口 45,例如，以便在手柄主體23中對準觳40和/或在手柄主體室26中牢固地固定觳40。類 似地，半塊的外罩21、22中每一個都可以包括配置為與對應的一連串機械接口（未示出） 配對嚙合的一連串機械接口部件，例如對準銷74、76和78,例如，以便關于醫療設備10的部 件和組件對準兩個半塊的外罩21、22。預期半塊的外罩（及本文所述的其它部件）可以借 助為了組裝目的而單獨或組合使用的對準銷、搭扣樣接口、舌與溝槽接口、鎖定插片、粘合 劑端口等組裝到一起。
[0066] 觳分割器160配置為并且用于把觳主體室46分成例如布置成與第一端口 41流體 相通的第一室，以及例如布置成與第二端口 42流體相通的第二室。第一室（例如，圖3A中 所示的第一室147) -般把第一端口 41流體連接到內部管狀構件35。第二室（例如，圖3A 中所示的第二室143) -般把第二端口 42流體連接到外部管狀構件30。
[0067] 在有些實施例中，觳主體43的內壁可以包括適于提供與觳帽150和/或觳分割器 160的密封嚙合的嚙合部分的配置。在有些實施例中，如圖1中所示，提供了 〇-環157,用 于與觳帽150嚙合。〇-環157可以提供在液壓條件下允許觳帽150相對于觳140的撓曲和 /或其它輕微運動的密封力。觳帽150和觳分割器160稍后在本公開內容中參考圖3A更詳 細地描述。
[0068] 外部管狀構件30和內部管狀構件35可以由任何合適的非導電材料形成，例如像 聚合物或陶瓷材料。在有些實施例中，如圖3A和3B中所示，內部管狀構件35在饋線14周 圍同軸布置并且在其間定義第一內腔37,而外部管狀構件30在內部管狀構件35周圍同軸 布置并且在其間定義第二內腔33。
[0069] 探針組件20 -般包括具有第一輻射部分（例如，圖7A中所示的遠端輻射區段 318)和第二輻射部分（例如，圖7A中所示的近端輻射區段316)的天線組件12。稍后在本 公開內容中更詳細描述的天線組件12通過饋線14操作耦合到圖1中所示的轉換導管組件 80,轉換導管組件80適于把微波能量從電纜組件15發送到饋線14。圖1中所示的連接器 組件17適于進一步把醫療設備10操作連接到微波生成器28 (圖2A中所示）。
[0070] 饋線14可以是任何合適的傳輸線，例如同軸電纜。在有些實施例中，如圖3A和 3B中所示，饋線包括內部導體220、在內部導體220周圍同軸布置的外部導體224以及在 其間布置的介電材料222。介電材料222可以由任何合適的介電材料形成，例如聚乙烯、聚 對苯二甲酸乙二醇酯、聚酰亞胺或者聚四氟乙烯（PTFE)。內部導體220和外部導體224可 以由任何合適的導電材料形成。在有些實施例中，內部導體220由第一導電材料（例如，不 銹鋼）形成，而外部導體224由第二導電材料（例如，銅）形成。用于形成饋線14的導電 材料可以鍍以其它材料，例如其它導電材料，諸如金或銀，以改進其屬性，例如，以提高傳導 性、降低能量損耗等。饋線14可以具有在其近端與遠端之間定義的任何合適的長度。根 據本公開內容的各種實施例，饋線14在其近端耦合到轉換導管組件80并且在其遠端耦合 到天線組件12。饋線14至少部分地布置在內部管狀構件35中。
[0071] 圖2A示出了結合到包括微波生成器28和冷卻劑供給系統50的工作系統中的醫 療設備10。醫療設備10包括探針組件20和手柄組件60。探針組件20 -般包括圖1中所 示的外部管狀構件30、內部管狀構件35、饋線14、天線組件12和尖端19。手柄組件60 - 般包括在其中定義手柄主體室26的手柄主體23。醫療設備10還包括圖1中所示的、至少 部分地布置在手柄主體室26中的觳40 (以及本文所述的其它部件）。
[0072] 探針組件20可以包括布置成接近饋入點322并且與其隔開合適長度的平衡-不 平衡變壓器90(圖1和7中所示）。隨后在本公開內容中更詳細描述的平衡-不平衡變壓器 90 -般包括平衡-不平衡變壓器短路器、平衡-不平衡變壓器絕緣體以及布置在平衡-不 平衡變壓器絕緣體或者其部分的外圍表面周圍的導電層。在有些實施例中，探針組件20包 括布置成與平衡-不平衡變壓器90關聯的溫度傳感器102 (例如，圖7中所示）。
[0073] 如圖2A中所示，探針20通過電纜組件15操作耦合到連接器組件17。連接器組 件17是適于把醫療設備10操作連接到微波生成器28的電纜連接器。該連接器可以容納 存儲關于電纜組件15和醫療設備10的各種信息的存儲器（例如，EEPR0M)。例如，存儲器 可以包括可以由微波生成器28用于確保只有正確識別出的醫療設備10連接到其的識別信 息。此外，存儲器可以存儲醫療設備10的操作參數（例如，時間、功率和劑量限值）、電纜 組件15的電纜補償參數以及關于醫療設備10或電纜組件15的使用情況的信息。使用情 況的監視可以確保限制醫療設備10的重用超出確定的設備通電次數或者單次使用。如本 領域中通常所理解的，這種使用情況限制可以可選地經再處理來復位。還有，如本文其它地 方所描述的，連接器組件17可以包括與輻射線測定與溫度感測相關的傳感器電子產品。電 纜組件15可以是任何合適的柔性傳輸線，而且尤其是如圖2B中所示的同軸電纜，包括內 部導體2220、同軸包圍內部導體2220的介電材料2222以及同軸包圍介電材料2222的外 部導體2224。可以為電纜組件15提供在外部導體2224周圍布置的外部覆層或套管2226。 套管2226可以由任何合適的絕緣材料形成，而且可以通過任何合適的方法涂覆，諸如熱收 縮、包覆成形、涂覆、噴射、浸漬、粉末涂敷和/或膜淀積。
[0074] 在微波消融過程中，探針20插入或者放成與組織相鄰并且向其提供微波能量。包 括超聲、計算機斷層成像（CT)、透視和直接可視化在內的一種或多種可視化技術可以用于 準確地把探針20引導到要治療的組織區域中，如以下將詳細描述的。探針20可以經皮或 者經外科手術，例如，利用常規的外科技術，由外科人員放置。臨床醫生可以預先確定微波 能量要施加的時間長度。施加的持續時間可以依賴于許多因素，諸如腫瘤的大小與位置以 及腫瘤是繼發還是原發癌癥。微波能量利用探針20施加的持續時間可以依賴于要被摧毀 的組織區域內和/或周圍組織中熱分布的進程。
[0075] 根據各種實施例，探針組件20配置為循環冷卻劑流體"F"，例如，鹽水、水或者其 它合適的冷卻劑流體，以除去能量遞送過程中由天線組件12生成的熱量和/或可能沿著饋 線14的長度或者其部分生成的熱量。
[0076] 在有些實施例中，如圖3B中所示，第一內腔37用作流體流入導管而第二內腔33 用作流體流出導管。在其它實施例中，第一內腔37可以充當流體流出導管而第二內腔33 可以充當流體流入導管。外部管狀構件30和/或內部管狀構件35可以適于使冷卻劑流體 循環通過，并且可以包括依賴于其形狀可以重定向、集中或分散流的擋板、多個內腔、限流 設備或者其它結構。內部管狀構件35、外部管狀構件30、第一內腔37和第二內腔33的尺 寸與形狀可以與圖3A和3B中所繪出的配置不同。
[0077] 在有些實施例中，內部管狀構件35的至少一部分和/或外部管狀構件30的至少 一部分（例如，遠端部分）可以包括集成的螺旋金屬線，以便給探針20添加幫助放置的形 狀記憶屬性。在有些實施例中，內部管狀構件35和/或外部管狀構件30的剛度可以增加 并且沿著其長度朝天線組件12向遠端呈現增加的形狀記憶屬性。
[0078] 在有些實施例中，第一端口 41和第二端口 42經一條或多條冷卻劑路徑16和18 與冷卻劑供給系統50流體相通地耦合，其中一條或多條冷卻劑路徑16和18經第一室和第 二室，如圖3A中所示的147和143,耦合到探針20并與其流體相通。冷卻劑供給系統50可 以適于把冷卻劑流體"F"循環進出醫療設備10。冷卻劑源52可以是包含冷卻劑流體"F" 儲備的任何合適的外罩，并且可以維持冷卻劑流體"F"處于預定的溫度。例如，冷卻劑源52 可以包括能夠冷卻經觳40從天線組件12返回的冷卻劑流體"F"的冷卻單元（未示出）。
[0079] 冷卻劑流體"F"可以是可用于冷卻或緩沖探針組件20的任何合適流體，例如，去 離子水，或者其它合適的冷卻介質。冷卻劑流體"F"可以具有介電屬性并且可以為天線組 件12提供介電阻抗緩沖。冷卻劑流體"F"的成分可以依賴于期望的冷卻速率和期望的組 織阻抗匹配屬性而變。各種流體都可以使用，例如，包括但不限于水、鹽水、全氟化碳，諸如 由明尼蘇達礦業與制造公司（3M)提供的商業可用的FIuoriTiert?全氟化碳液體，液態氯 二氟代甲烷等液體。在其它變體中，氣體（諸如一氧化二氮、氮、二氧化碳等）也可以用作 冷卻流體。在還有另一種變體中，液體和/或氣體的組合，包括例如以上提到的那些，可以 用作冷卻劑流體"F"。
[0080] 冷卻劑供給系統50 -般包括從冷卻劑源52通向第一端口 41 (在本文中也稱為流 體入口端口）的第一冷卻劑路徑16,以及從第二端口 42 (在本文中也稱為流體出口端口） 通向冷卻劑源52的第二冷卻劑路徑18。在有些實施例中，第一冷卻劑路徑16包括冷卻劑 供給線31，例如，從冷卻劑源118通向流體入口端口 41，而第二冷卻劑路徑18包括冷卻劑 供給線32,例如，從冷卻劑源52通向流體出口端口 42。在有些實施例中，第一冷卻劑路徑 16包括配置為移動冷卻劑流體"F"通過第一冷卻劑路徑16的流體移動設備（未示出）。第 二冷卻劑路徑18可以附加地，或者作為替代，包括配置為移動冷卻劑流體"F"通過第二冷 卻劑路徑18的流體移動設備（未示出）。冷卻劑供給系統實施例的例子在于2009年9月 24提交且標題為"OPTICAL DETECTION OF INTERRUPTED FLUID FLOW TO ABLATION PROBE" 的共同受讓美國專利申請序列號12/566, 299和標題為"Recirculating Cooling System for Energy Delivery Device" 的美國申請（代理人案號 H-IL-00083 (1988-83))中公開， 這兩個申請的公開內容在此引入作為參考。
[0081] 圖3A示出了部分地布置在觳40中的探針組件20,其中觳帽150和觳分割器160 布置成與觳主體43的內壁密封嚙合，而且探針組件20的近端部分布置成與觳帽150和觳 分割器160關聯。觳分割器160 -般把觳主體室46 (圖1中所示）分成分別第一室147和 第二室143。第一室147布置成與第一端口 41流體相通。第二室143布置成與第二端口 42流體相通。在有些實施例中，如圖3A中所示，內部管狀構件35的近端布置在第一室147 中，其中第一內腔37布置成與第一端口 41流體相通，而外部管狀構件30的近端布置在第 二室143中，其中第二內腔33布置成與第二端口 42流體相通。
[0082] 在有些實施例中，如圖3A中所示，內部管狀構件35包括具有第一外直徑的第一部 分和具有大于第一外直徑的第二外直徑的第二部分以及布置在其間的頸部36。在有些實施 例中，觳分割器160中的開口配置為用于與內部管狀構件35的具有第二外直徑的第二部分 密封嚙合。在有些實施例中，位于內部管狀構件35的第二部分內部的是高環向強度金屬圓 筒38。金屬圓筒38嚙合內部管狀構件35的內直徑。觳分割器160是由彈性材料形成的， 并且當迫使其在觳40中在適當的位置時，如圖3A中所示，觳分割器160的彈性材料產生改 進的不透水密封，從而隔開第一觳室147和第二觳室143。通過確保在橫向力施加到觳分割 器160時觳分割器160的彈性材料與內部管狀構件35之間更好的接觸，金屬圓筒38改進 了這種密封。
[0083] 觳主體43可以配置為把形成冷卻劑路徑16和18的冷卻劑供給線密封嚙合到流 體入口端口 41和流體出口端口 42。流體入口端口 41和流體出口端口 42可以具有任何合 適的配置，包括但不限于乳頭型入口裝配、壓縮裝配及凹口，而且可以包括〇-環類型的彈 性密封。
[0084] 圖3B示出了圖3A探針組件20的一部分，該部分包括示為布置在外部管狀構件30 和內部管狀構件35之間的第一內腔37、示為布置在內部管狀構件35和饋線14之間的第 二內腔33,以及在第二內腔33中縱向延伸的傳輸線11。如由圖3B中箭頭線的方向所指示 的，第一內腔37充當冷卻劑流體"F"的流入導管，而第二內腔33充當冷卻劑流體"F"的流 出導管，但是如以上所指出的，在不背離本公開內容范圍的情況下，這些可以倒過來。
[0085] 如圖1中所示，探針組件20可以包括布置成接近饋入點322并且與其隔開合適長 度的平衡-不平衡變壓器90。在有些實施例中，平衡-不平衡變壓器90可以是四分之一 波長，1/4A，平衡-不平衡變壓器，或者3/4X平衡-不平衡變壓器。奇數次諧波（例如， 1/4 A、3/4 A等）可以在平衡-不平衡變壓器入口造成電流零點，這有助于維持期望的輻射 模式。
[0086] 在根據本公開內容的制造順序期間，根據圖6中所示的實施例，平衡-不平衡變壓 器90的零部件被組裝，并且在如圖4-6說明性繪出的制造順序中，溫度傳感器102耦合到 平衡-不平衡變壓器90的平衡-不平衡變壓器短路器302。
[0087] 圖4示出了饋線14的一部分，該部分包括內部導體220、同軸布置在內部導體220 周圍的外部導體224以及布置在其間的介電材料222,圖中顯示平衡-不平衡變壓器短路 器302同軸布置在外部導體224 -部分的周圍。在醫療設備組裝過程中，平衡-不平衡變 壓器短路器302耦合到外部導體224、淀積到其上或者以別的方式在其上形成或結合到其。 平衡-不平衡變壓器短路器302可以形成為單個結構并且電耦合到外部導體224,例如通過 軟焊或者其它合適的電連接。平衡-不平衡變壓器短路器302可以由任何合適的導電材 料形成，例如，銅、金、銀或者其它導電金屬或金屬合金。在有些實施例中，平衡-不平衡變 壓器短路器302具有一般環形或截筒形狀。平衡-不平衡變壓器短路器302通過任何合適 的電連接方式，諸如軟焊、焊接或激光焊接，電耦合到饋線14的外部導體224。平衡-不平 衡變壓器短路器302的尺寸與形狀可以與圖4中所繪出的不同。
[0088] 圖4還繪出了同軸布置在外部導體224周圍并且耦合到其的介電層304 (在本文 中也稱為平衡-不平衡變壓器絕緣體）。平衡-不平衡變壓器絕緣體304可以由任何合適 的絕緣材料形成，包括但不限于陶瓷、水、云母、聚乙烯、聚對苯二甲酸乙二醇酯、聚酰亞胺、 聚四氟乙烯（PTFE)(例如，由位于美國特拉華州威爾明頓的杜邦公司制造的TcHo丨丨贊）、 玻璃、金屬氧化物或者其它合適的絕緣體，而且可以用任何合適的方式形成。在有些實施例 中，如圖4中所示，平衡-不平衡變壓器絕緣體304是介電套筒。平衡-不平衡變壓器絕緣 體304可以通過任何其它合適的技術生長、淀積或形成。在有些實施例中，平衡-不平衡變 壓器絕緣體304是利用其介電常數在大約I. 7至大約10范圍內的材料形成的。
[0089] 圖4還繪出了布置成與平衡-不平衡變壓器短路器302的近端接觸的溫度傳感器 102。溫度傳感器102耦合到一般沿饋線14的縱軸延伸的傳輸線11。在有些實施例中，溫 度傳感器102是熱電偶，而且傳輸線11是熱電偶絲。熱電偶絲可以是雙引線熱電偶絲，例如 它可以由絕緣的（陽極氧化的）并排的康斯坦丁絲（constantine wire)與銅絲組成。平 衡-不平衡變壓器短路器302可以包括適于與溫度傳感器102嚙合的嚙合元件306,以便 例如方便溫度傳感器102和平衡-不平衡變壓器短路器302的電氣和機械耦合。在有些實 施例中，嚙合元件306可以是切入平衡-不平衡變壓器短路器302中的溝槽、狹槽或凹口。 作為替代，溫度傳感器102可以焊到平衡-不平衡變壓器短路器302。熱電偶102靠著平 衡-不平衡變壓器短路器302直接放置改進了醫療設備10的靈敏度和熱性能分析特性，尤 其是與微波消融設備中傳統的熱電偶相比時，傳統的熱電偶測量冷卻流體的溫度。如本領 域技術人員將認識到的，冷卻劑的溫度將落后于平衡-不平衡變壓器本身的溫度，并且因 此只提供操作過程中被加熱元件的溫度的大致指示。因此，在很少或者沒有冷卻劑流動的 情況下，平衡-不平衡變壓器90及與其關聯的饋線14的溫度會比冷卻劑的溫度更快地增 加并且甚至在基于冷卻劑溫度觸發系統的關閉之前就導致醫療設備10損壞。因此，改進的 安全性和性能可以通過直接感測平衡-不平衡變壓器90的溫度來實現。
[0090] 還有，圖4繪出了在外部導體周圍以第一配置布置的熱收縮管道308。在組裝過程 中，熱收縮管道308用于把傳輸線11的一部分固定到饋線14。熱收縮管道308可以是具有 對在物體周圍的熱量和束縛（bind)作出響應的能力的任何合適管道，并且可以具有任何 合適的長度。在有些實施例中，熱收縮管道308可以是熱塑性塑料。
[0091] 圖5示出了在熱量施加到熱收縮管道308之后圖4的饋線。在組裝過程中，把傳 輸線11的一部分固定到饋線14,如圖6中所示，在后續的組裝過程中保持傳輸線穩定并且 有助于維持溫度傳感器102和平衡-不平衡變壓器短路器302的電氣和機械耦合。圖5還 示出了以第一配置布置的第二熱收縮管道310。
[0092] 管道構件310包括導電材料的內層312。導電層312可以由任何合適的導電材料 形成，例如，金屬材料。在一種實施例中，導電層312的金屬材料是由淀積或分層堆積到熱 收縮管道310的內表面上的銀墨形成的。熱收縮管道構件310可以具有大約1英寸至大 約3英寸的長度。但是，在不背離本公開內容范圍的情況下，管道構件310和平衡-不平衡 變壓器絕緣體304的形狀與尺寸可以與圖5中所繪出的不同。實際上，雖然描述為一種實 施例，但是饋線14的朝向與實現以及本公開內容的其它方面都沒有這樣的限制。例如，饋 線 14 可以結合在標題為 "MICROWAVE ABLATION CATHETER AND METHOD OF UTILIZING THE SAME"的美國申請（代理人案號H-IL-00082 (1988-82))中所描述的消融系統的一個或多個 方面，該申請的全部內容在此引入作為參考。
[0093] 圖6示出了在熱能施加到熱收縮管道310之后的平衡-不平衡變壓器90以及結 果產生的收縮。如圖6中所示，導電材料312布置成與平衡-不平衡變壓器短路器302及 平衡-不平衡變壓器絕緣體304的一部分緊密接觸。在有些實施例中，如圖6中所示，平 衡-不平衡變壓器絕緣體304的一部分可以向遠端延伸超出熱收縮管道310和導電層312 的遠端，以產生間隙314。間隙314改進了探針20的微波性能并且可以幫助實現期望的消 融模式。更具體而言，間隙314確保微波能量從近端輻射區段316到平衡-不平衡變壓器 90的適當耦合，這在寬范圍的組織介電條件之上改進了平衡-不平衡變壓器90的性能。另 夕卜，圖6示出了把傳輸線11位于熱收縮管道308和平衡-不平衡變壓器短路器302之間的 部分固定到饋線14的熱收縮管道310,以防止其運動并基本上防止溫度傳感器102從與平 衡-不平衡變壓器短路器302的物理接觸移開。
[0094] 圖7A示出了包括連接到天線組件12的圖6平衡-不平衡變壓器90的探針組件 100的一部分。在操作中，具有波長A的微波能量通過天線組件12發送并且輻射到周圍介 質，例如組織當中。用于有效輻射的天線的長度可以依賴于有效波長A rff，這個有效波長依 賴于被治療的介質的介電屬性。依賴于周圍介質，例如，與胸部組織、肺臟組織、腎臟組織等 相對的肝臟組織，微波能量以波長A通過其發送的天線組件12可以具有不同的有效波長 入 eff。
[0095] 根據圖7所示實施例的天線組件12包括具有長度"L1"的近端輻射區段316、具 有長度"L2"的包括導電元件320的遠端輻射區段322以及部署在其間的饋入點322。在 有些實施例中，近端輻射區段316可以具有從大約0. 05英寸至大約0. 50英寸范圍內的長 度"L1"。導電元件320可以由任何合適的導電材料形成，例如，諸如不銹鋼、鋁、鈦、銅等金 屬。在有些實施例中，導電元件320可以具有從大約0. 15英寸至大約I. 0英寸范圍內的長 度 "L2"。
[0096] 如圖7A中所示，導電元件320具有階梯配置，使得遠端部分324的外直徑小于近 端部分326的外直徑。另外，饋線14的內部導體220安排成使得其延伸經過絕緣體222的 遠端并且進入導電元件320的近端326。在近端部分326中與內部導體220以大約90度形 成的孔328允許焊料、緊定螺釘或者其它固定機制物理地把導電元件320固定到內部導體 220并因此固定到醫療設備10的饋線14。
[0097] 圖7B繪出了本公開內容的另一種實施例，其中，不是讓溫度傳感器102位于平 衡-不平衡變壓器短路器302中或者除此之外，一個或多個溫度傳感器502放在外部管狀 構件30中或者其上。外部管狀構件30由例如填充環氧樹脂的玻璃纖維材料形成。照此， 外部管狀構件可以由多層玻璃纖維材料形成。在制造過程中，一個或多個溫度傳感器502 可以嵌入玻璃纖維材料的疊層中。溫度傳感器502包括連接返回到手柄主體23并且最終 連接到生成器28或單獨的溫度控制器（未示出）的引線504。作為把溫度傳感器放在外部 管狀構件30的疊層中的一種備選方案，外部管狀構件30可以首先形成，然后進行機加工， 以便包括一個或多個狹槽，溫度傳感器502和引線504可以利用例如環氧樹脂材料固定在 這些狹槽中。
[0098] 根據一種實施例中，至少一個溫度傳感器502位于大致平衡-不平衡變壓器90的 近端。這是與圖6溫度傳感器102大致相同的位置（例如，離醫療設備10的遠端尖端大約 三英寸），但是，與平衡-不平衡變壓器短路器302相對，在外部管狀構件30上。這個位置 已經被識別為在感測操作中會出現的兩個問題時是特別有用的，醫療設備10中沒有流體， 及沒有流體流經醫療設備10。在臨床醫生不能把冷卻系統連接到醫療設備時或者在臨床醫 生不能打開冷卻流體泵時或者在存在某種其它冷卻系統故障時，這些問題會出現。在任何 一種情況下，缺乏流體或者缺乏沿外部管狀構件30流動的流體的結果都會導致其發熱至 45°C，這會導致周圍組織中非預期的細胞死亡。溫度傳感器502可以用作安全指示器并且 在溫度接近預定閾值時使生成器28關閉和/或發出警報，并且由此防止對患者的傷害。
[0099] 雖然以上描述為單個溫度傳感器502,但是可以使用多個溫度傳感器，如圖7A中 所示。作為替代，位于沿外部管狀構件30長度的不同位置的溫度傳感器502的陣列可以用 來確定沿其長度不同位置的溫度，如圖7B中所示。這些可以是離醫療設備10的遠端尖端 大約0. 8、1. 0、1. 2和1. 4英寸。利用這種陣列，可以創建組織的溫度記錄剖面，用于在手術 過程中或之后回顧和分析。例如，通過感測在每個溫度傳感器502的溫度，治療的進度可以 被監視或者治療的終端閾值可以被監視并且結束治療。陣列的溫度傳感器502可以檢測到 消融現場上升的溫度并且可以與周圍組織中的消融生長相關聯。
[0100] 如圖7B中所示的溫度傳感器502的陣列也可以作為外部管狀構件上的接近平 衡-不平衡變壓器短路器302處的溫度傳感器502和/或與平衡-不平衡變壓器短路器 302接觸的溫度傳感器102的附加。
[0101] 在另一種實施例中，而且如圖7C中所繪出的，溫度傳感器位于盡可能靠近外部管 狀構件30的外部外圍。因而，在這種實施例中，溫度傳感器提供了緊緊包圍外部管狀構件 30的組織溫度的更接近的近似。
[0102] 溫度傳感器502可以作為溫度監視系統的一部分結合，例如，結合到微波生成器 28中的微波測溫，以便向生成器提供反饋，或者作為替代，溫度監視系統可以位于獨立的盒 子（未示出）中，從而在醫療設備10使用過程中向臨床醫生提供可聽或可視反饋。溫度傳 感器502用于觀察/監視消融區中或者附近的組織溫度。溫度監視系統可以是例如輻射線 測定系統、基于熱電偶的系統或者本領域中已知的任何其它組織溫度監視系統。在任一實 施例中，溫度監視系統都可以配置為向微波生成器28(或者其它合適的控制系統）提供組 織溫度和消融區溫度信息。
[0103] 在至少一種實施例中，組織溫度和/或消融區溫度信息可以與已經通過經驗測試 收集并存儲在一個或多個數據查找表中的具體已知的消融區尺寸或配置相關聯，并被存儲 在溫度監視系統和/或微波生成器28的存儲器中。所述配置還可以基于觀察到的要消融 的組織的尺寸和類型。還有，溫度監視系統可以使已經確定了目標尺寸的臨床醫生把該尺 寸輸入系統并且讓系統計算治療的建議療程，包括功率設置、要采用的醫療設備的個數以 及串行能量施加的持續時間或次數中的一個或多個，以便實現對治療目標組織有效的期望 消融區。數據查找表可以被溫度感測系統和/或微波生成器28的處理器訪問并且在醫療 設備10通電并治療目標組織的時候被訪問。在這種實施例中，溫度傳感器502向微處理器 提供組織溫度和/或消融區溫度，然后該微處理器比較所述組織溫度和/或消融區溫度與 存儲在數據查找表中的消融區尺寸。然后，微處理器可以向溫度感測系統和/或微波生成 器28的一個或多個模塊發送命令信號，以自動調節到醫療設備10的微波能量輸出。作為 替代，手動調節協議可以用于控制到醫療設備10的微波能量輸出。在這種實施例中，在特 定的組織溫度和/或消融區溫度匹配對應的消融區直徑或配置時，微處理器可以配置為向 用戶提供一個或多個指示（例如，視覺、聽覺和/或觸覺指示）。溫度監視系統可以結合到 一個或多個部件中（例如，配置為在監視器1006上顯示的軟件圖形接口）。
[0104] 圖8示出了探針組件20的遠端部分，包括尖端19、分別內部和外部管狀構件35和 30的遠端部分以及流入/流出接點39。流入/流出接點39至少部分地由外部管狀構件30 定義并且從內部管狀構件35的遠端34向遠端延伸。尖端19 一般包括定義布置在尖端19 近端部分中的內室404的尖端主體402。在有些實施例中，內室404包括適于與流入/流出 接點39流體相通地耦合的遠端室部分406和近端室部分408。尖端主體402包括橫向部分 410,而且可以包括錐形部分412,該錐形部分可以在鋒利的尖端414終止，以允許以最小的 阻力插入組織中。錐形部分412可以包括其它形狀，諸如像圓形、扁平、方形、六邊形或圓錐 形的尖端414。在有些實施例中，尖端主體402的橫向部分410的外直徑基本上與外部管狀 構件30的外直徑相同。
[0105] 尖端19可以由具有高介電常數的材料形成，而且可以是套管針，例如，氧化鋯陶 瓷。在有些實施例中，內室404配置為接納天線組件12的導電元件320的遠端324。遠端 324在內室404中的放置結合尖端19的形狀在緊鄰天線組件12的地方，具體而言是導電 元件320的遠端324周圍，介電緩沖電磁能量。這種安排促進了期望的電磁波模式，由此超 出尖端19的組織被充分加熱至殺死遠離探針放置地點的病變細胞。電磁能量從天線組件 12遠離尖端19的投影可以描述為微波場透鏡效應。在有些實施例中，如圖8中所示，定義 內室404的尖端主體402的內壁包括錐形部分416,例如，以方便導電元件320的遠端324 放到室404中，和/或方便內室404與流入流出接點39之間的流體流。在不背離本公開內 容范圍的情況下，遠端室部分406和近端室部分408的形狀與尺寸可以與圖8A中所繪出的 配置不同。
[0106] 在有些實施例中，如圖8中所示，尖端主體402包括一般L形的嚙合部分418,該 嚙合部分至少部分地由尖端主體402的橫向部分420定義，其中嚙合部分418適于嚙合外 部管狀構件30的末端部分和內表面。在有些實施例中，尖端主體402的橫向部分420的外 直徑小于外部管狀構件30的內直徑，例如，以便為抗熱粘合材料（例如，圖8中所示的材料 422)或者其它合適的材料提供空間。
[0107] 圖8示出了布置成與外部管狀構件30關聯的尖端19,其中天線組件12的導電元 件320的遠端324布置在內室404的一部分當中。尖端19和外部管狀構件30可以利用， 例如，布置在外部管狀構件30的內壁和尖端19的橫向表面420之間的抗熱粘合材料422 或者其它合適的材料密封連接到一起。但是，應當理解，尖端19和外部管狀構件30之間的 密封嚙合可以由任何合適的技術提供。
[0108] 上述具有流體冷卻探針組件的能量遞送設備能夠把能量指向組織，而且可適用于 各種手術與操作。上述能量遞送設備實施例可以適于供手輔助的內窺鏡與腹腔鏡外科手術 使用。上述能量遞送設備實施例還可以適于在開放性外科應用中使用。
[0109] 本公開內容的一方面是使用上述微波消融設備治療肺臟的癌癥及其它疾病。由于 肺臟呼吸道的彎路、外圍肺臟呼吸道極小的尺寸、診斷過程和治療過程中肺的運動，因此肺 病的位置和治療，尤其是由于吸煙造成的癌癥，是相當具有挑戰性的。
[0110] 作為一個實際問題，識別目標的最有效方法涉及使用計算機斷層成像（CT)圖像。 作為介紹，現在CT作為診斷工具的使用已經變成例行的而且CT結果現在常常是從業人員 可獲得的關于損傷尺寸和位置的主要信息源。這種信息被從業人員用于計劃操作性手術， 諸如活組織切片檢查，但只能用作"離線"信息，通常必須在開始手術之前讓從業人員盡全 力記住。如以下將討論的，除了輸入目標信息，與CT數據的集成還提供了改進的系統功能 性，由此大大方便了到所識別出的目標的通路的計劃并且提供了導航通過身體到達目標位 置的能力。
[0111] 本公開內容的一方面涉及用于構造、選擇并呈現到患者體內解剖內腔網絡中的目 標位置的通路。本公開內容的這些實施例特別，但不專門，適于指引并導航探針通過肺臟的 支氣管氣道。本公開內容的這種實施例包括術前和手術部分。術前部分是在導航之前進行 的并且可以歸類為通路計劃。手術部分是在導航過程中進行的并且可以歸類為導航。
[0112] 通路計劃階段包括三個通用步驟，每個步驟都在下面更詳細地描述。第一步涉及 使用軟件圖形接口生成和觀看支氣管氣道樹（"BT"）的三維模型。第二步涉及，如果期望 的話，使用該軟件圖形接口自動地、半自動地或者手動地選擇BT上的一條通路。第三步涉 及沿可以在顯示器上可視化的路徑把通路自動分成一組沿途點。應當理解，氣道在本文中 用作分支內腔解剖網絡的一個例子。因此，盡管詞首字母可能不適用于其它網絡，但是"BT" 在一般意義上用于表示任何此類的內腔網絡而不應當認為僅僅是指支氣管樹。
[0113] 利用如圖9中所示的軟件圖形接口 1001，為了生成和觀看BT，首先把患者肺臟的 CT掃描圖像，優選地是以DICOM格式，導入軟件當中。數據可以利用任何數據傳輸介質，包 括但不限于CD、存儲卡、網絡連接等，導入軟件當中。軟件處理CT掃描并且，通過以它們被 拍攝的次序排列掃描并且根據它們在被拍攝時關于CT的設置把它們隔開，把它們組裝成 三維CT體積。軟件可以執行數據填充功能，以便創建無縫的三維模型。軟件使用新構建的 CT體積生成氣道的三維地圖，或者BT。三維地圖可以是節略的，使得每條氣道表示為一條 線，或者它可以包括具有代表其各自直徑的維度的氣道。優選地，當BT被生成時，氣道用氣 流方向做標記（呼入、呼出或者用于每個的獨立箭頭），供隨后在通路生成步驟中使用。然 后，軟件在軟件圖形接口 1001上顯示三維地圖1003的表示。
[0114] 圖10繪出了另一個軟件圖形接口 1013,其中CT圖像的三個視圖連同計算機生成 的BT內部的模型一起呈現。如所示出的，左上方的圖像1005是肺臟CT體積的橫向視圖， 艮P，如平行于患者脊柱時所看到的。左下方的圖像1007是肺臟CT體積的鳥瞰圖。右上方 的圖像1009是肺臟CT體積的側視圖。最后，右下方的圖像1011是BT的虛擬氣道內部的 三維透視圖。十字線1015橫跨其中三個圖像，以示出所有三個平面內CT圖像中的位置。
[0115] 為其呈現圖形接口 1013的用戶能夠滾動通過CT圖像，在任何一個所呈現的視圖 中，并且識別出一個或多個目標。這些目標通常是醫療專業人員想進行活組織切片檢查或 者治療而且醫療專業人員想使用該系統導航到其的塊或腫瘤。一旦一個或多個目標在圖像 1005-1009中被識別出來，并且被醫療專業人員利用結合到軟件中的目標選擇工具選擇，該 目標就作為圖10中的目標1017自動地出現在BT的圖像上。
[0116] 接下來，軟件選擇到該目標的一條通路。在一種實施例中，軟件包括通過在選定的 目標開始并且沿著內腔回到入口點而這么做的算法。利用氣道作為一個例子，首先選擇目 標。然后，軟件選擇氣道中最靠近目標的一個點。如果最靠近目標的點在分支之間的氣道 片段中，則軟件必須在兩個方向選擇當中做出選擇。到目標的通路可以利用氣道直徑來確 定。朝入口點（氣管）移動導致增加的氣道直徑，而向遠端移動導致減小的氣道直徑。如 果最靠近目標的點在包括一條或多條分支的氣道段中，則選擇更多，但是沿著氣道直徑最 大增加的路徑將仍然導致到入口點的正確路徑。雖然不太可能，但是在采取不正確路徑的 情況下，軟件將最終檢測到不可避免的直徑的減小，如果情況是這樣，則軟件將自動中止那 條路徑并且返回到上一個決定點。該算法將重新開始，從而阻止把不正確的路徑作為選擇。
[0117] 在確定通路之后，或者與通路確定并發地，顯示所推薦的通路供用戶檢查。優選 地，整個BT將顯示，其中所推薦的通路以某種方式突出顯示。為了定制顯示，用戶將具有縮 放與平移功能。這是重要的，因為軟件可以識別出BT旋轉或縮放將顯示的解決方案不太理 想。例如，計劃的路線可能包括到達目標的90度轉彎。如以下將更詳細描述的，這種轉彎對 于當前的導管系統幾乎是不可能實現的，特別是當氣道通道變小時。因而，通過旋轉和縮放 圖像，醫療專業人員可以確定優選的路線（例如，可以從氣道更直接地訪問目標的路線）。 還可以有要編輯通路的附加原因，例如，雖然目標損傷最靠近一條特定的氣道，但是在選定 的氣道與目標之間可能存在動脈或葉界限（lobe division)。因此，為用戶提供編輯能力是 重要的。除了以上所描述的用于確定到目標的通路的技術，本公開內容還可以采用在共同 受讓美國申請（H-IL-00087 (1988-87)，標題為 "PATHWAY PLANNING SYSTEM AND METHOD"） 中所描述的技術，該申請的全部內容在此引入作為參考。
[0118] 這個圖像1011是基于CT的"虛擬支氣管鏡檢查"，它繪出了與實際支氣管鏡視圖 相似的模擬視圖。虛擬支氣管鏡檢查的技術在全都授予Summers等人的共同受讓美國專利 號6, 246, 784和6, 345, 112及其中所引用的參考物中描述，這些文獻全都在此引入作為參 考。一旦在必要的時候通路被編輯，用戶就可以沿著內窺鏡（fly-through)虛擬支氣管鏡 檢查圖像1011。軟件生成代表以上所確定的通路的彩色線條。醫療專業人員要沿著該通路 通過氣管和氣道，最終到達目標。如可以認識到的，當氣道變得越來越小時，軟件分解氣道 的能力變得越來越困難，而且顯示1011可能最終不能繪出清晰的氣道內腔。不管怎樣，目 標1017將在計算機生成的圖像1011中顯示并且允許使用該系統進行通路計劃。
[0119] 在識別出BT中把CT圖像中的氣管與目標連接的通路之后，需要一個系統到達目 標，進行目標的活組織切片檢查以及，如果需要的話，最終的治療。一種這樣的系統在圖11 中繪出。具體而言，圖11示出了躺在手術臺1002上的患者1000。支氣管鏡1004插入他 的肺臟。支氣管鏡1004連接到監視裝備1006,并且通常包括照明源和視頻成像系統。在 某些情況下，本公開內容的設備沒有支氣管鏡也可以使用，如以下將描述的。位置測量系統 監視患者1000的位置，由此定義一組參考坐標。一種特別優選的位置測量系統是根據美國 專利號6, 188, 355及公開的PCT申請號WO 00/10456和WO 01/67035的教義的六自由度電 磁位置測量系統，這些文獻在此引入作為參考。在這種情況下，發射器安排1008實現為患 者1000下面的墊子。多個微型傳感器1020與跟蹤模塊1022互連，該跟蹤模塊1022導出 每個傳感器1020在6D0F(自由度）中的位置。至少一個，而且優選地是三個，參考傳感器 1020附連到患者1000的胸部，而且其6D0F坐標發送到計算機1024,在那里它們用于計算 患者的參考坐標系。
[0120] 圖12繪出了根據本公開內容的教義構建和操作的導管組件1030。導管組件1030 包括可定位導向裝置1032,該導向裝置1032具有可轉向的遠端尖端1034、柔性主體1036 以及位于其近端的控制手柄1038。導向裝置1032插入到護套1040中，在其中它被鎖定機 制1042鎖定到位。作為圖11位置測量系統的一部分操作的位置傳感器元件1044與遠端 尖端1034集成并且允許相對于參考坐標線監視尖端的位置與朝向^DOF)。
[0121] 存在幾種使導管30轉向的方法。在第一種方法中，可以采用單一偏轉方向。作為 替代，利用手動方向選擇器的多方向轉向機制可以用于允許由從業人員選擇轉向方向，而 不需要旋轉導管主體。圖13繪出了利用至少三個，并且優選地是四個，附連的拉長拉緊元 件（"轉向引線"）1048進行多方向轉向的系統。轉向引線1048部署成使得每根引線上的 張力都將獨立地使尖端朝預定義的橫向方向轉向。在四根引線的情況下，方向被選擇成沿 兩個正交軸的相對方向。換句話說，四根引線部署成使得，在單獨被致動時，每根引線造成 所述尖端在基本上隔開90°的倍數的四個預定義方向中的不同方向上偏轉。出于制造容易 和可靠性的實際原因，如所示出的，引線1048優選地實現為由從手柄1038向尖端1034延 伸、在基部1046的部分之上彎曲并且返回手柄1038的單根長引線形成的引線對。
[0122] 第三種備選方案采用具有如圖14中所示彎曲或鉤狀配置的導管組件1030。在這 種系統中，利用彎曲的尖端1050形成的是導管護套1040。可定位導向裝置1032插入護套 1040,使得傳感器元件1044從護套1040的遠端尖端突出。護套1040和可定位導向裝置 1032鎖到一起，使得它們一起前進到患者1000的肺臟通路中。當需要選擇用于導管組件 1030進一步插入的路徑時，用戶僅僅旋轉鎖到一起的護套1040和可定位導向裝置1032。已 經發現，通過只需要用戶的一只手并且最小化諸如抓緊控制手柄1038以釋放鎖定機制或 者使護套1040或可定位導向裝置1032前進的疲勞運動，護套1040的彎曲尖端1050的預 成形有利于推進。這種備選方案目前由Covidien LP以名字EDGE--銷售。但是，可以使 用在護套1040中實現的不同預彎曲量，常見的曲率包括45、90和180度。已經發現，180度 的護套對于把可定位導向裝置1032指向會特別難以導航的肺臟上葉后部是特別有用的。
[0123] 如以上所指出的，本公開內容采用CT數據（圖像）用于路線計劃階段。CT數據 還用于導航階段。與其它成像方式相比，CT數據是優選的，因為它具有其自己的坐標系統。 匹配兩個坐標系統，即，CT的和患者的坐標系統，通常被稱為配準（registration)。配準一 般是通過識別CT中和身體上或內部的位置并且在兩個系統中測量其坐標來執行的。
[0124] CT數據與患者數據的手動和半自動配準方法在例如受讓給Covidien LP并在此 引入作為參考的美國專利號7, 233, 820中詳細描述。雖然仍是配準的一種可行方法，但是 因為特別是手動配準是有些耗時的并且需要多個步驟，所以許多從業人員依賴于本公開 內容的軟件使其成為可能的自動配準技術。但是，在有些情況下，特別地如果CT圖像數據 不具有足夠的質量，則可能仍然有必要或者期望進行手動配準。
[0125] 自動配準已經對大部分手術變成規范，這是由于，雖然以上參考的配準技術的手 動基準點指定是非常有效的，但是必需采樣的點數的選擇代表準確度和效率之間的折中。 類似地，雖然半自動技術是一種可行的選項，但是它需要位于導管組件遠端末端的圖像傳 感器，這給系統添加了增加的復雜性。
[0126] 自動配準技術在共同受讓美國專利申請號12/780,678中詳細描述，該申請在此 引入作為參考。分支結構的數字圖像與表示該分支結構內傳感器位置的實時指示器之間的 自動配準是通過利用傳感器1044 "描繪"該結構內部的數碼圖片實現的。一旦收集到足夠 多的位置數據，配準就實現了。在通過分支結構的導航必然導致附加位置數據的收集并且 因此配準被持續精煉的意義上，配準是"自動的"。
[0127] 自動配準方法包括以下步驟并且一種系統適于執行以下步驟：在患者1000的分 支結構中移動包含位置傳感器1044的可定位導向裝置1032 ;在所述傳感器移動通過所述 分支結構的同時利用發射器安排1008記錄關于所述傳感器的位置的數據；比較從所述數 據得出的形狀與所述分支結構的所述三維模型的通道的內部幾何形狀；并且基于所述比較 確定所述形狀與所述三維模型之間的位置相關性。
[0128] 該方法的另一方面包括由本公開內容的軟件執行的以下步驟：識別所述三維模型 中的非組織空間（例如，充滿空氣的腔體）；在記錄所述可定位導向裝置1032中位置傳感 器1044的位置數據的同時移動可定位導向裝置1032通過所述分支結構的至少一個內腔； 并且基于所述記錄的位置數據與所述探針保持位于所述分支結構中非組織空間內的假設 對準代表所述探針位置的圖像與所述三維模型的圖像。因而，軟件能夠執行比較形狀并且 確定位置相關性或者對準圖像的步驟。
[0129] 配準技術在以下前提下操作，（1)內窺鏡一直保留在氣道中，及（2)記錄內窺鏡上 傳感器的運動導致比記錄靜態內窺鏡上傳感器離散位置多得多的樣本集。
[0130] 配準方法可以被稱為"基于特征的配準"。當取得CT掃描時，CT機把每個圖像記 錄為多個像素。當各個掃描組裝到一起以形成CT體積時，三維像素（體積像素）出現并且 可以定義為體積元素，代表關于三維空間中一個規則網格的值。基于組織密度Hounsfield 值，每個三維像素都被指定一個數字。利用眾所周知的窗口找平技術，這個密度值可以與灰 度級或顏色關聯。
[0131] 通過把它數字化成與CT體積兼容的具體尺寸的三維像素，發射器安排1008的電 磁場的感測體積也被三維像素化。被位置傳感器1044訪問的每個三維像素可以被指定一 個值，這個值關聯到該三維像素被位置傳感器1044訪問的頻率。CT體積中三維像素的密度 根據這些值來調節，由此在CT體積中產生具有變化密度的三維像素云。因而，這些三維像 素云或集群匹配肺臟的內部解剖特征。
[0132] 與比較解剖形狀或位置與結構形狀或位置相反，通過使用基于三維像素的方法， 配準實際上是通過比較解剖腔體特征與腔體三維像素實現的。這種方法的一個優點是充滿 空氣的腔體具有可預測的密度范圍。充滿空氣的腔體可以被識別為作為三維模型的CT體 積中的非組織空間。在記錄其位置數據的同時，位置傳感器1044可以移動通過內腔。這允 許基于所述記錄的位置數據及所述探針保持位于非組織空間中的假設，對準代表所述位置 傳感器的位置的圖像與所述三維模型的圖像。當在分支結構內移動位置傳感器1044時，在 其移動通過所述分支結構的同時，記錄關于位置傳感器1044的位置的數據。然后，從所述 數據得到的形狀與從CT數據生成的所述分支結構的所述三維模型的通道的內部幾何形狀 進行比較。這提供了基于所述比較確定所述形狀與所述三維模型之間的位置相關性。
[0133] 利用本公開內容技術的配準是通過把位置傳感器1044放到氣道中并且持續地記 錄其位置來實現的。這一直持續到有足夠多的數據讓形狀匹配算法確定"所描繪的"形狀 只能適合一個地方和朝向的3D CT體積為止。實現初始配準的另一條途徑是簡單地沿著多 條不同氣道，優選地是在兩個肺中選擇的氣道，導航探針。如上所述，訪問的氣道越多，配準 誤差越小。
[0134] 還有另一個手術是參考圖15描述的。在圖15的方法中，支氣管鏡1004插入患者 1000體內，如圖11中所示。可定位導向裝置1032延伸超出護套1040的末端，二者都延伸 超過支氣管鏡1004的遠端大致10mm。
[0135] -旦在患者1000體內定位，屏幕1100就將通過監視裝備1006(圖11)上的軟件 顯示。右邊的圖像是由支氣管鏡1004生成的實際支氣管鏡圖像1102。最初在左邊的圖像 1104中沒有圖像顯示，一旦配準完成，這就將是一個從CT圖像數據生成的虛擬支氣管鏡檢 查，如以上所討論的。
[0136] 以可定位導向裝置1036開始，并且具體而言是傳感器元件1044在主隆凸 (carina)之上大約3-4cm，如通過支氣管鏡1004看到的，支氣管鏡前進到左右兩肺中，以便 肺臟通道的第四次生成。通過遍歷肺的這些段，收集到足夠的數據，如上所述，使得配準可 以完成。當配準得以實現時，其中配準可以通過以綠色突出顯示虛擬腹腔鏡圖像1104或者 某種其它可視指示器向用戶指示，可以檢查配準。這是通過再次指引支氣管鏡對主隆凸以 及右上葉和左上葉隆凸進行成像實現的。用戶所進行的可視比較確認配準是準確的。如果 需要的話，用戶對可視支氣管鏡的旋轉可以校正小圖像問題。如果用戶對結果不滿意，或者 不能夠實現配準，這有可能是由于患者肺臟的之前切除或治療，則手動配準總是可以使用 的,如上所述。
[0137] 既然目標已經識別出，通路已經計劃好，包括可定位導向裝置1032的支氣管鏡 1004已經插入患者1000體內，而且虛擬支氣管鏡檢查圖像已經與支氣管鏡1004的圖像數 據配準，系統就準備好把位置傳感器1044導航到患者肺臟內的目標。計算機1024提供與 圖10中所示相似的顯示器，從而識別目標1017并且繪出虛擬支氣管鏡檢查圖像1011。但 是，在顯示器上每個圖像中出現的是從位置傳感器1044當前位置到目標1017的通路。這 是在以上討論的通路計劃階段中建立的通路。通路可以由例如彩色線條來表示。在每個圖 像中出現的還有可定位導向裝置1032和位置傳感器1044的遠端尖端的表示。通過使可 定位導向裝置1032前進并且沿著該通路，醫療專業人員能夠沿著識別出的通路到達目標 1017。有時候，如以上所討論的，虛擬支氣管鏡檢查圖像1017不能提供足夠的準確度，尤其 是在肺臟的胸膜邊界。在這種情況下，用戶可以依賴CT圖像1005-1009來提供更大的細節。 雖然利用圖像1005-1009中僅三個視圖示出，但是實際上存在可以在這里采用的很多種圖 像，大部分是從CT成像數據得出的。
[0138] 雖然位置傳感器1044的位置是實時測量的，但是目標1017的位置不是。目標1017 一般被認為相對于患者的身體位置1000是固定的，其中患者的身體部分1000是通過傳感 器1020(圖12)實時監視的。但是，作為由呼吸導致的循環胸部運動的結果，導航準確度會 降低。優選地，采取預防措施來減小這種循環運動的影響，包括減小患者的呼吸速率。此 夕卜，通過選擇性地采樣位置傳感器位置1020，使得測量只在循環運動的末端進行，這種運動 可以在軟件中進行補償。患者胸部運動的末端可以通過呼吸循環期間傳感器1020的循環 移位很容易地識別。優選地是使用最大呼出狀態用于測量，因為與最大吸入狀態相比，這個 狀態通常在相對更大的呼吸循環比例保持穩定。作為替代，測量結果可以持續地取得，而且 循環變化通過附加的處理被消除或減小。這種處理可以包括對測量結果應用低頻過濾。作 為替代，測量結果在循環運動的一個時間周期上的平均值可以被計算并用于幫助近似目標 的位置。這是通過知道CT數據是在患者處于完全吸氣還是呼氣位置得出的來輔助的，這可 以用于定位的比較和更大近似。
[0139] -旦可定位導向裝置1032已經成功地導航到目標1017的位置，可定位導向裝置 1032就優選地被除去，留下護套1040在原位，作為把工具帶到目標位置1017的導向裝置 通道。醫療工具可以是可用于采樣目標1017的活組織切片檢查工具。這些樣本被取回并 且做出目標的治療是否必需的決定。這種系統的細節包括在已經在此引入作為參考的美國 專利號7,233,820中。
[0140] 在除去可定位導向裝置1032之后護套1040的進一步使用是作為一個或多個標記 器（圖17的1300)在患者體內放置的導管。這些標記器可以用于多種目的，包括識別要繼 續分析和監視的腫瘤和損傷，以識別已經進行了活組織切片檢查采樣的位置，并且識別要 進行治療的腫瘤或損傷的邊界或中心。本領域技術人員將理解的其它用途屬于本公開內容 的范圍。
[0141] 標記器的放置在執行視頻輔助的胸腔鏡外科（VATS)肺臟手術的背景下會是特別 有用的。對圖16A的患者1000執行的VATS手術涉及通過在胸壁中形成的一個或多個端口 把視頻內窺鏡1200 (照相機）以及包括鉗子1202和消融探針1204的腹腔鏡工具插入患者 1000的胸腔中。視頻內窺鏡1200允許外科醫生在監視器1208上可視化肺臟1206,如圖 16B中所繪出的。消融探針1204插入肺臟1206的組織中并且通電，以消融感興趣的組織并 且治療肺臟組織，如以上所描述的。
[0142] 雖然這里是關于肺臟組織的治療描述的，但是本公開內容的實施例同等地適用于 其它組織的治療。例如，預期本公開內容的系統與方法可以用于治療肝臟組織、腎臟組織、 胰腺組織、腸胃組織、組織間隙的塊以及本領域技術人員已知的可以經微波消融治療的身 體其它部分。
[0143] 返回肺臟組織的治療，肺臟損傷，尤其是小的損傷或者位于靠近更胸膜邊界的那 些損傷，是胸部醫療專業人員難以可視地識別和治療的。為了最清晰地區分感興趣的組織， 醫療專業人員應當把觸覺或可視標記器放到感興趣的組織附近，以幫助把要除去或消融的 組織作為目標。
[0144] 根據本公開內容的一種實施例，利用以上參考圖11和12所述的系統，通過操縱 控制手柄1038和其中的可定位導向裝置1032以便將傳感器1044定位接近感興趣的組織， 醫療專業人員能夠導航護套1040通過支氣管鏡1004的工作通道。這種對肺臟的導航必須 在肺充氣的時候執行，或者至少在患者雖然減慢但仍然正常呼吸的情況下進行。根據至少 一種實施例，通過讓護套1040保持原位，可定位導向裝置1032從護套1040被除去，醫療專 業人員能夠使用護套1040部署一個或多個標記器來識別感興趣的位置。如以上所指出的， 這可以是為了返回到這個位置供進一步的研究、治療、活組織切片檢查等，或者這可以用于 識別用于VATS手術的位置。
[0145] 雖然這里是關于特定的計劃與導航系統描述的，但是在不背離本公開內容范圍 的情況下，其它通路計劃和導航系統也可以采用。例如，在共同受讓美國專利申請序列號 13/477, 279 ; 13/477, 291 ; 13/477, 374 ; 13/477, 395 ; 13/477, 406 和 13/477, 417 中描述的 系統，這些申請的全部內容在此引入作為參考，以及例如在目前受讓給Activiewes公司的 美國專利號7, 876, 942中描述的那些系統。
[0146] 為了執行VATS手術，在標記器的放置之后，肺臟1206,或者肺臟1206的一部分，通 常放氣。放氣給視頻內窺鏡1200和其它必要的工具（例如，鉗子1202)留出空間。另外， 因為與肺臟組織相比，空氣有更低的介電常數和耗散因子，所以這種放氣導致微波消融過 程中更大的能量吸收，相應地，空氣的去除增加了微波能量被肺臟組織的總體吸收，從而導 致更高的組織溫度。此外，放氣降低了熱冷卻，這種冷卻會以別的方式從肺臟的呼吸發生， 這進一步增加了熱消融效率。
[0147] 用于所植入標記器的位置識別的各種技術都可以采用，包括透視、超聲和其它成 像方式。這些在標記器配備由例如金形成的不透射線部分的時候是特別有用的。VATS手術 尤其適合可視識別，特別是在肺臟的胸膜邊界附近執行組織的治療時。改進可視化的一些 技術涉及把墨水或染料注射到患者體內，以識別標記器的位置。這些技術往往是更基于臨 床醫生的對可視識別的特設（ad hoc)解決方案。
[0148] 作為一個最初的問題，任何類型的可視化，尤其是在脫色的和病變的肺臟組織中， 會是非常困難的。另外，對于要識別的組織的準確識別來說，傳統的染料和溶液往往擴散太 廣，尤其是如果在外科手術之前標記器已放置超過幾個小時的話。通常，外科手術必須在染 料注射72小時內進行。另一方面，如果沒有某種成像方式，那么金基準的標記器就算不是 不可能也是很難識別的，而且有時候目前可用的基準標記器往往隨時間或者甚至由于患者 咳嗽而遷移。
[0149] 本公開內容的一種實施例針對利用本文所述系統對標記器的放置，以促進VATS 期間感興趣組織的可視識別并且使得組織可以利用圖2A所示的微波系統經皮消融。圖17 示出了這樣一個標記器1300。圖17的標記器1300是由生物兼容材料制成的并且包括諸 如植入級水凝膠的膨脹材料。在其脫水狀態下，在圖17中繪制為較暗的圓筒1302,標記器 1300與圖12的導管組件1030的護套1040的內直徑兼容并適合放在其中。例如，在其脫水 狀態下，標記器1300的直徑可以是大約2_。
[0150] 一種部署方法是使用推導管（未示出），以迫使標記器1300通過護套1040。推導 管上的標記使得醫療專業人員能夠知道何時標記器部署到護套1040的遠端外面了。標記 器1300的放置可以直接進入氣道或者，作為替代，進入利用活組織切片檢查工具產生的空 穴。空穴可以例如在腫瘤或塊中，并且可以允許清楚地識別腫瘤的中心以用于消融目的。
[0151] 暗圓筒1302的顏色是由于封在其中的膨脹材料已經吸收了墨水材料，諸如亞甲 基藍、靛藍胭脂紅、異硫藍、龍膽紫或者本領域技術人員已知的其它材料。在一種備選方案 中，不是使用墨水，而是還可以采用不透射線流體/凝膠。
[0152] -旦放到身體內部，膨脹材料，諸如水凝膠，就吸收水并開始膨脹，直到達到膨脹 的尺寸1304。類似的技術目前用于放置胸活組織切片檢查標記器。經過一個短時間周期， 膨脹材料增大，這有助于把標記器1300固定在適當的位置。根據本公開內容，除了以上所 述，在流體被吸收到水凝膠中的同時，水凝膠中的墨水會開始經滲透作用離開水凝膠。但 是，由于水凝膠材料，墨水的滲透率是可測量的，使得，與以上討論過的墨水的直接注射相 t匕，墨水的遷移大大減小。使用墨水的一個優點是它具有穿透肺臟1206的鈣化病變或者周 圍軟組織以及在通過視頻內窺鏡1200看肺臟時清楚地向外科醫生識別其位置的能力，如 圖16B中所示出的。
[0153] 圖18是根據本公開內容的標記器1300在肺臟1206中植入的效果。具體而言，圖 18提供了在通過視頻內窺鏡1200看肺臟時醫療專業人員可能看到的圖像。在圖中放置一 枚一角硬幣是為了尺寸比較的目的。這個圖像是可能在標記器1300植入之后短時間（大 約1-小時）在肺臟1206的胸膜邊界附近看到的。圖19繪出了在植入肺臟1206之后大約 16小時的同一個標記器1300而且同時肺臟1206處于放氣狀態。如通過比較可以看到的， 標記器1300中的墨水1305清楚地定義了標記器1300在肺臟1206上的位置，但是還沒有 擴散到標記太多肺臟1206的程度，因而提供了標記器1300位置的良好指示。因而，感興趣 的組織可以很容易地被執行VATS手術的醫療專業人員可視化，例如，以便執行本文所公開 的微波消融。另外，作為使用標記器1300的結果，甚至連小的感興趣區域也可以識別，并且 可以取得活組織切片檢查樣本或者進行外科手術，而且對周圍別的健康組織的損傷可以最 小化。雖然以上示出了植入16小時之后，但是預期本公開內容的標記器可以在手術之前植 入高達一個星期并且仍然提供可用的感興趣組織的識別。
[0154] 本公開內容的標記器的另一方面是它可以可選地在其中包含金屬或不透射線標 記器。可用于這種配置的金屬包括鈦、金及其它。如圖20中所示，標記器1300以其膨脹 狀態1304繪出，但是沒有墨水1305封住金屬（不透射線）標記器1306。這種金屬標記器 1306允許利用透視或者其它成像方式確定標記器1300的位置，以輔助外科醫生。在本文所 公開的實施例中，可膨脹的材料優選地是生物可降解的，因而隨著時間，例如4-6周，該可 膨脹材料將降解并且被身體吸收。
[0155] 雖然已經為了說明和描述的目的參考附圖詳細地描述了實施例，但是應當理解， 發明性過程和裝置不應當認為由此被限制。對本領域普通技術人員來說將很顯然，在不背 離本公開內容范圍的情況下，可以對以上實施例進行各種修改。
【權利要求】
1. 一種消融系統，其特征在于，包括： 微波消融設備，配置為經皮插入患者體內并且具有輻射區段和近端手柄； 冷卻系統，配置為在消融手術期間向所述微波消融設備提供冷卻； 溫度感測系統，配置為感測接近所述微波消融設備的輻射區段的組織的溫度； 能量源，配置為向所述微波消融設備提供微波能量；及 導航系統，配置為向用戶指示消融目標的位置以及到該目標的通路。
2. 如權利要求1所述的消融系統，其特征在于，還包括感測與所述微波消融設備相鄰 的組織的溫度的至少一個溫度傳感器。
3. 如權利要求2所述的消融系統，其特征在于，其中所述溫度感測系統從每個所述溫 度傳感器接收溫度數據。
4. 如權利要求3所述的消融系統，其特征在于，其中所述溫度數據向所述能量源提供 反饋，以控制所述能量源的操作。
5. 如權利要求4所述的消融系統，其特征在于，其中所述溫度感測系統比較所述接收 到的溫度與存儲在存儲器中的溫度剖面，來確定是否已經有足夠的能量施加到組織。
6. 如權利要求3所述的消融系統，其特征在于，其中所述溫度感測系統在所述存儲器 中存儲與接收到的溫度數據、能量施加的持續時間以及所述能量源的功率設置關聯的輻射 模式。
7. 如權利要求1所述的消融系統，其特征在于，其中所述導航系統采用計劃階段和導 航階段。
8. 如權利要求7所述的消融系統，其特征在于，其中所述計劃階段采用CT圖像來識別 消融目標。
9. 如權利要求7所述的消融系統，其特征在于，其中所述導航階段需要第二圖像與所 述CT圖像的配準。
10. 如權利要求1所述的消融系統，其特征在于，還包括利用導航系統放在消融目標處 的一個或多個基準標記器。
11. 如權利要求10所述的消融系統，其特征在于，其中所述基準標記器包括可釋放的 染料，以便標記所述標記器的位置。
【文檔編號】A61B18/18GK204207843SQ201420115475
【公開日】2015年3月18日 申請日期:2014年3月14日 優先權日:2013年3月15日
【發明者】J·D·布蘭南, C·M·拉德特寇, D·R·彼得森, E·W·拉森, W·J·迪克漢斯, R·A·維爾亞德, J·A·卡塞 申請人:柯惠有限合伙公司