电外科装置和电外科仪器的制作方法

本申请涉及一种用于以多个频率将电磁(em)能量递送到生物组织中的电外科装置。特别地，本申请涉及一种用于无创插入或经皮插入到治疗部位的电外科仪器，所述电外科仪器被配置用于以多个微波频率向组织有效地递送em能量。
背景技术：
：用于向身体组织供应em能量的电外科设备和装置是已知的。典型地，用于向身体组织递送em能量的装置包括：包括em能量源的发生器，以及与所述发生器连接以向组织递送能量的电外科仪器。已经发现em能量(并且特别是微波和射频(rf)能量)在电外科手术中是有用的，因为它们能够切割、凝固、和消融身体组织。此外，使用微波发射探针来治疗肺部的各种病症是已知的。例如，微波辐射可用于治疗哮喘和消融肺部的肿瘤或病变。技术实现要素：最一般地，本发明提供了一种电外科仪器，所述电外科仪器能够支持在多个频率(例如三个或更多个大于1ghz的频率)下的微波电磁(em)能量共振。通过提供可以按三个或更多个频率将微波能量有效地耦合到生物组织中的单个设备，可以准确地快速执行组织消融。根据本发明，可以提供一种用于向生物组织中递送微波电磁(em)能量的电外科仪器，所述仪器包括：用于传送微波em能量的同轴电缆，所述同轴电缆具有内导体、外导体和第一介电材料，所述第一介电材料将所述内导体与所述外导体分离；以及辐射尖端部分，所述辐射尖端部分被布置在所述同轴电缆的远端，以接收来自所述同轴电缆的微波em能量，所述辐射尖端部分包括不同于所述第一介电材料的第二介电材料，其中所述辐射尖端部分具有结合其在三个或更多个微波em能量频率下的介电特性所选择的电长度，以支持在所述三个或更多个微波em能量频率下共振。本发明使用下述原理来操作：不同频率的微波em能量穿透到生物组织中不同深度，并且特别地，较高频率的em能量致使身体组织的更快和更局部化的加热。常规的组织消融技术倾向于使用加热较大体积的身体组织但需要较长的时间来产生希望的温度增加的频率。因此，在消融的尺寸和治疗的速度之间出现必要的权衡。以微波频率(即大于1ghz)向生物组织中传递能量的常规机制是电介质加热，其中微波em能量驱动组织中的分子振荡。典型地，邻近电介质加热区的生物组织也经历温度升高。其机制是传导，即热能从电介质加热区消散。发明人已经观察到，这两种加热机制在多个频率下组合可以使微波em能量能够产生比典型地与微波能量频率相关联的情况更大的治疗区的温度升高。而且，可以在比使用较低(非微波)em能量时可能的情况更短的时间范围内实现该区中的加热。本发明的治疗技术使用多个频率，部分是为了适应由加热引起的生物组织的物理特性和介电特性的变化。特别地，介电特性的变化会影响所述辐射尖端部分、所述同轴电缆、和所述组织之间的相对阻抗匹配。通过首先以较高频率加热组织，可以改进在较低频率下向生物组织递送能量的效率。在此，提及微波em能量指的是频率大于1ghz(例如，在1ghz和300ghz之间的范围内)的电磁能量。优选的频率是2.45ghz、5.8ghz和14.5ghz，因为已知它们对消融肿瘤(尤其是肺肿瘤)产生了特别令人满意的加热效果。这三个频率组合起来可以提供对治疗痔疮和/或瘘管有效的加热效果，并因此设想本发明可以进一步用于治疗痔疮和瘘管。辐射尖端部分支持共振的频率可以不限于上面讨论的三个频率。例如，辐射尖端部分可以支持在四个频率下共振。优选地，辐射尖端部分可以支持在五个频率下共振。更优选地，辐射尖端部分可以支持在六个频率下共振。有利地，辐射尖端部分可以进一步支持其他频率的能量递送，例如，433mhz和/或915mhz。还已知这些频率对于消融肺肿瘤以及对于治疗痔疮和/或瘘管特别有效。使用射频(rf)em能量通过电阻加热来加热组织从而产生希望的治疗效果是已知的。因此，在一些实施方式中，电外科仪器可以进一步被设置成递送例如具有3khz和300mhz之间频率的rfem能量。为了有助于向组织递送rf能量，内导体的最远点可以延伸超过第二介电材料的最远点，例如，使得辐射尖端部分的最远点包括内导体的暴露部分。有利地，辐射尖端部分可以进一步支持以400khz的频率递送能量。还已知此频率对于消融肺肿瘤以及对于治疗痔疮和/或瘘管特别有效。应注意，出于本申请的目的，同轴电缆的远端被定义为远离向同轴电缆供应em能量的假想发生器，即远离同轴电缆的被配置为从发生器接收em能量的那端。出于本申请的目的，共振被定义为在辐射尖端部分处反射的功率(即，在同轴电缆的近端处测量的反射功率s1,1)的大小为-10db或更好的情况。优选地，在辐射尖端部分处反射的功率是-12db或更好。更优选地，在辐射尖端部分处反射的功率为-15db或更好。通过提供能够支持在多个频率下共振的远侧辐射尖端部分，将能量有效地递送到组织中。当其中有波振荡的腔的长度近似等于所述波的波长的半整数倍时发生共振，从而使能够存在驻波，在所述腔的每一端处存在位移节点。因此，通过在辐射尖端部分具有与同轴电缆的第一介电材料不同的第二介电材料，第一电介质和第二电介质之间的界面提供了明确定义的边界，在所述边界处可存在位移节点，使得第二介电材料可以被视为其中可以支持共振的腔。因此，通过选择基本上满足以下的第二介电材料的物理长度l，可以选取辐射尖端部分共振的频率其中n是正整数，并且λ是在这三个或更多个微波em能量频率中的一个下在所述第二介电材料中传播的微波em能量的波长。选择适当长度的第二介电材料(即，使其在这三个或更多个频率中的每一个下满足所述表达式)可能并不繁琐。这是因为辐射尖端部分中em能量的波长(λ)本身取决于许多因素，包括：能量的频率、辐射尖端部分的频率依赖性磁导率、辐射尖端部分的频率依赖性电介质电容率(dielectricpermittivity)、辐射尖端部分的几何形状、以及尖端插入其中的材料。第二介电材料的长度可为在2.45ghz下与第二介电材料中的半波长(即n＝1)近似相等、在5.8ghz下与第二介电材料中的一倍波长(即n＝2)近似相等、以及在14.5ghz下与第二介电材料中的2.5倍波长(即n＝5)近似相等。实际上，第二介电材料的长度可以为与上述方程中定义的长度相差高达10％的长度。优选地，所述长度与上文定义的长度仅相差高达5％。第二介电材料可以包括远离同轴电缆向远侧延伸的细长探针，所述细长探针具有直径等于或小于所述同轴电缆的直径的圆柱形状。在这三个或更多个微波em能量频率中的每一个下，第二介电材料可以具有比第一介电材料更低的阻抗。而且，第二介电材料可以具有介于电缆的阻抗(典型地为50ω)和尖端所插入的组织的阻抗(身体组织典型地远低于50ω)之间的阻抗。然后，辐射尖端部分可以具有如下几何形状，其被选择为使得其充当阻抗变换器，以及支持共振，以便促进向组织中的能量递送。特别地，辐射尖端部分可以在径向方向上(即，远离内导体径向延伸的方向)形成阻抗变换器。第二介电材料可以是例如在这三个或更多个微波频率下展现出低损耗的陶瓷介电材料。优选地，它可以由陶瓷制成。通过提供(刚性)陶瓷材料，所述仪器可特别适合于经皮插入体内(即通过切口插入人体)。陶瓷特别理想，因为它具有低阻抗；并且是无孔的和化学惰性的(使其具有生物相容性)。相比之下，第一介电材料可以是ptfe。当第一和第二介电材料分别是ptfe和陶瓷时，由于陶瓷相对于ptfe的低阻抗值，辐射尖端部分形成有效的阻抗变换器。由此进一步改进了向组织的em能量递送。辐射尖端部分的远端可以渐变细至一个点，以便有助于经皮进入身体组织。优选地，它可以渐变细至一个尖点。具有尖锐/渐缩的末端进一步有助于经皮插入体内。可选地，同轴电缆和辐射尖端部分的尺寸可以被设计成使能够非经皮进入身体组织，例如，通过患者身体中的天然孔口。在以非经皮的方式使用的仪器的实施方式中，辐射尖端部分的远端可以是圆形的，即，以防止刺穿所述仪器将要沿其穿过的身体中的气道或其他天然通道。同轴电缆和辐射尖端部分可以被配置成可沿支气管镜或内窥镜的仪器通道插入。特别地，在这样的实施方式中，同轴电缆将优选地是柔性的，以有助于插入例如气道中。外导体可以延伸超出第一介电材料的远端以包围第二介电材料的近侧部分。这会影响所发射的场的形状。因此，可以根据可选择的能量递送曲线简单地通过改变递送到仪器的能量的频率来控制消融图案，即，使用能够以多个频率向仪器供应能量的发生器。同轴电缆的内导体可以延伸超出外导体的最远点、超出第一介电材料的最远点、并朝向辐射部分的最远点。而且，内导体可以延伸到第二介电材料中、并且朝向介电材料的最远端。具有这种结构的辐射尖端部分作为偶极天线进行辐射，以促进径向远离辐射尖端部分进行能量辐射，以用于深度消融。第一介电材料的最远点、外导体的最远点、和辐射尖端部分的最远点以与同轴电缆的远端相同的方式定义，即相对于向仪器供应em能量的假想发生器。优选地，内导体不延伸超出第二介电材料的最远点，并且在沿着辐射尖端部分的任何地方都未暴露。辐射尖端部分的外径可以基本上等于同轴电缆的外径。第二介电材料的被外导体包住的部分实际上可以具有与外导体的内径相等的外径，例如，便于制造和便于良好密封以防止流体进入仪器的末端。外导体可以将第二介电材料包住达第二介电材料的长度的至少一半。优选地，外导体可以将第二电介质长达其长度的四分之三包住。通过以这种方式包住的第二介电材料，产生了场成形效应，使得由辐射尖端部分产生的消融图案/形状在较高频率下朝向辐射尖端部分的远端集中。发明人还发现，辐射尖端部分的其中第二介电材料被外导体包住的部分充当同轴电缆与辐射尖端部分的远端之间的阻抗变换器，由此进一步改进了向组织中的em能量递送。在一些实施方式中，同轴电缆可具有穿过其的空心内腔，即平行于同轴电缆的纵向轴线行进。这种空心内腔可用于从围绕辐射尖端部分的空间递送和/或移除流体。另一方面，提供了一种用于向生物组织中递送微波电磁(em)能量的电外科装置，所述装置包括：发生器，所述发生器被设置成产生三个或更多个不同频率的微波em能量；以及如上文陈述的电外科仪器，其中所述同轴电缆具有连接到所述发生器的近端，以从其接收微波em能量。所述发生器可以包括三个或更多个单独的微波源，以用于产生所述三个或更多个不同频率中对应一个频率的微波em能量。发生器可以进一步包括信号组合器，所述信号组合器被设置成将每个信号传送到与同轴电缆连接的公共信号路径上。信号组合器可以是多路复用器。所述多路复用器可作为切换单元来操作，所述切换单元用于选择有待在所述公共信号路径上传送的信号。可选地或另外，所述多路复用器可操作以按同时或准同时的方式在所述公共信号路径上传送所述信号中的两个或更多个。例如，多路复用器可以是时域多路复用器或滤波多路复用器。所述装置可以包括外科手术观察设备(例如，支气管镜等)，所述外科手术观察设备具有用于无创插入到治疗部位的柔性仪器绳，其中所述仪器绳包括仪器通道，并且其中所述电外科仪器的尺寸被设计成可插入所述仪器通道内。发生器可操作以根据预定的能量递送曲线递送这三个或更多个不同频率的微波em能量。可以根据希望的消融深度和/或希望的消融区域形状来选择能量递送曲线。在一些实施方式中，可以基于从辐射尖端部分反射的能量的测量特性来选择能量递送曲线。在一个实施例中，发生器可以依据预定的能量递送曲线操作，以：在第一消融时段期间递送第一信号，所述第一信号包括主要具有第一频率的微波em能量；在第二消融时段期间递送第二信号，所述第二信号包括主要具有第二频率的微波em能量，所述第二频率小于所述第一频率；在第三消融时段期间递送第三信号，所述第三信号包括主要具有第三频率的微波em能量，所述第三频率小于所述第一频率和所述第二频率。发生器可以在这三个时段之间切换或交替。特别地，能量可以(快速地)在这三个频率之间交替。可选地，可以同时供应这三个频率的能量。所述第二频率可以小于所述第一频率的一半。所述第三频率可以小于所述第二频率的一半。例如，第一频率是14.5ghz，第二频率是5.8ghz，并且第三频率是2.45ghz。通过使用上面概述的递送曲线供应em能量，可以使用14.5ghz下的快速和局部化加热效果来快速消融靠近辐射尖端部分的组织。一旦该组织被适当地消融，例如，在预定时间过去之后，较低频率的能量然后可以扩大消融区，利用辐射尖端部分和组织之间的改进的介电匹配。因此，与仅在第一频率下操作时将花费的时间相比，加热较大消融区的时间减少了。根据交替曲线进行加热的另一个优点是，同轴电缆中的加热效果(在14.5ghz下更明显)不会导致同轴电缆的显著温度增加，因为以较低频率供应能量的时间段允许沿着电缆长度消散任何局部化加热效果。所述发生器可以被配置成随着患者的呼吸周期及时递送微波能量脉冲。因此，当肺部放气时可以供应能量，以便在同轴电缆、辐射尖端部分和组织之间提供更好的相对阻抗匹配。所述发生器可以包括检测器，所述检测器被设置成检测从所述同轴电缆接收回的反射功率，并且其中所述发生器被设置成基于所检测到的反射功率从一个消融时段切换到下一个消融时段。附图说明以下参考附图详细论述本发明的实施例，在附图中：图1是作为本发明的实施方式的电外科装置的示意图；图2是作为本发明的实施方式的电外科仪器的辐射尖端部分的截面图；图3是示出了被插入蛋清(albumen)中的图2的仪器在2.45ghz下的辐射功率吸收密度的模拟图；图4是示出了被插入蛋清中的图2的仪器在5.8ghz下的辐射功率吸收密度的模拟图；图5是示出了被插入蛋清中的图2的仪器在14.5ghz下的辐射功率吸收密度的模拟图；图6是示出了图2的仪器在一定频率范围内的模拟s1,1共振特性的曲线图。具体实施方式图1是作为本发明的实施方式的电外科装置100的示意图。装置100可操作以按局部化的方式选择性地将具有多个频率的em能量供应到治疗部位处的生物组织中。装置100包括用于产生具有多个频率的em能量的发生器102。发生器102具有与同轴电缆104连接的输出端口120。同轴电缆104将em能量远离发生器102朝向电外科仪器118传送。在该实施方式中，同轴电缆104通过支气管镜114的插入电缆106内的仪器通道而插入。插入电缆106是能够无创插入患者的肺部中的柔性可转向轴。因此，该实施方式使能够非经皮地插入仪器118。然而，在其他实施方式中，仪器118可具有远侧尖端，所述远侧尖端被配置用于经皮插入，即用于通过在患者身体中形成的切口进入肺组织。在这样的实施例中，仪器可以直接插入或通过合适的导管插入组织中。发生器102包括三个单独的微波源122a、122b、122c。每个单独的微波源122a、122b、122c产生具有不同频率的信号。在该实施例中，这些频率是2.45ghz、5.8ghz、和14.5ghz。每个单独的微波源122a、122b、122c可以包括相应的功率放大器，以用于将对应的信号放大到适合的功率水平以供使用。在一些实施方式中，可以将这三个源集成到单个部件中，例如，gan功率设备。使用gan功率设备，诸如基于gan高电子迁移率晶体管(hemt)的设备，可以使能够将发生器机构小型化。另一方面，在某些情况下，使用单独的源可能更具成本效益。发生器102包括多路复用器124，所述多路复用器被连接以从每个单独的微波源122a、122b、122c接收输出信号。多路复用器124操作以将单独的信号传递到公共输出路径125上，所述公共输出路径与输出端口120连接。多路复用器124可以在单独的微波源122a、122b、122c的输出之间切换，或者可以组合所述输出中的两个或更多个以便同时传输它们。多路复用器124可作为切换器和信号组合器两者来操作。发生器102包括控制器126，所述控制器可操作地连接到多路复用器124和每个单独的微波源122a、122b、122c。控制器126可以控制发生器102的操作以输出希望的信号。如下所述，希望的输出信号可以具有预定的格式或曲线，例如，取决于治疗部位的性质(例如，形状或大小)。控制器126可操作以根据一个或多个递送曲线来递送em能量。用户会能够从多个存储的曲线中选择希望的曲线，例如，通过与发生器102相关联的用户界面128。例如，可以按与wo2012/076844类似的方式配置发生器，其公开了一种电外科装置，其中根据可以基于反馈信息而设定和自动控制的能量递送曲线将rf和微波能量沿同一仪器递送到组织。用户界面128可包括显示器130，所述显示器用于示出所选择的曲线和/或治疗阶段或正在治疗的组织的特性。在多路复用器124作为切换单元来操作的情况下，发生器102能够根据所希望的能量递送曲线在这三个频率之间切换供应给仪器的能量。例如，切换器可首先选择14.5ghz源，使得以14.5ghz递送能量，然后切换到5.8ghz的源，使得以5.8ghz递送能量，并且然后切换到2.45ghz源，使得以2.45ghz递送能量。多路复用器124可以是时域多路复用器。在这种情况下，根据希望的能量递送曲线，多路复用器可以使供应给仪器的能量在这三个频率之间快速地交替。可选地，多路复用器124可以是滤波多路复用器，由此它可以同时向仪器供应这三个频率，即根据具有希望混合比的能量递送曲线。因此，可以通过结合控制多路复用器124的操作状态和单独的微波源122a、122b、122c的输出来控制递送能量的能量递送曲线。在一些实施方式中，发生器102可包括一个或多个反射信号检测器，所述反射信号检测器被设置成测量从仪器118接收回的反射功率。仪器的辐射尖端部分204。通过将反射信号与从发生器递送到辐射尖端部分的信号进行比较，发生器可以确定与仪器118接触的材料(例如，生物组织)的介电特性。控制器可能能够基于检测到的反射功率来调整多路复用器124和单独的微波源122a、122b、122c的操作。因此，发生器102可以基于被治疗组织的所检测介电特性动态地控制能量递送。装置100可以进一步包括在信号发生器102和辐射尖端部分118之间的调谐网络(未示出)，以帮助在组织负载改变时确保与组织的良好阻抗匹配。例如，可以使用三重短线调谐器。在发生器102和辐射尖端部分118之间包括调谐器的情况下，通过确保辐射尖端部分在调谐范围的中部具有与组织的良好阻抗匹配，可以进一步改进向组织中的能量递送。图2示出了穿过电外科仪器118的远侧部分的截面图。仪器118包括同轴电缆202(其可以与连接到发生器102的同轴电缆104一样)和辐射尖端部分204，所述辐射尖端部分位于同轴电缆202的远端并远离其向远侧延伸。同轴电缆202包括内导体206、外导体208和第一介电材料210，所述第一介电材料用于使内导体和外导体彼此电绝缘。外导体208还可以通过保护套管(未示出)加护套，以防止外导体和患者组织之间的电接触。护套是生物相容性材料，诸如ptfe。用于本发明的典型同轴电缆具有50ω的阻抗。为了使仪器适于插入患者以进行外科手术，电缆的外径应小于5mm。在仪器沿支气管镜114的仪器通道穿过的实施方式中，同轴电缆的外径应小于1.5mm，例如小于1.2mm。同轴电缆的长度足以使其插入患者体内。典型地，它将具有1米或更长的长度，但不限于这样的长度。在本申请中，除非另有说明，否则部件的长度是指其在沿(即平行于)同轴电缆的纵向轴线的方向上的尺寸。该实施方式中的辐射尖端部分204由与第一介电材料210不同的第二介电材料212组成。第二介电材料212可以是细长探针结构，例如，具有大体圆柱形状。它可以具有渐缩的、圆顶状或尖头的远侧尖端。圆柱形状有利于在外科手术中使用。第二电介质的尖头形状可有助于经皮插入体内。第二介电材料212可以抵接第一介电材料210的远端。可选地，第二电介质212可以通过由第三介电材料制成的套环214与第一介电材料分离，所述第三介电材料与第一和第二介电材料两者都不同。本实施方式中的第三电介质是第一和第二介电材料之间的1mm气隙。所述气隙为仪器的组成部件的热膨胀提供了空间，而不会在电缆或辐射尖端部分上引起内部应力，否则可能对仪器造成损坏。而且，通过具有1mm的间隙(所述间隙大于同轴电缆的部件尺寸的预期变化)，气隙尺寸的波动可忽略不计，并且辐射尖端部分中的共振不受这种波动的特别影响。第二电介质212具有如下阻抗，其被选择为在由单独的微波源122a、122b、122c输出的微波em能量的频率下紧密匹配肺组织的阻抗。例如，第二电介质可以由陶瓷制成，其也是刚性的，以进一步帮助经皮插入体内。出于上文已解释的原因，陶瓷被选择为具有介于同轴电缆的阻抗和辐射尖端部分将向其中递送能量的组织的阻抗之间的阻抗。这有助于减少辐射尖端部分处的反射，并因此促进能量的递送。外导体208延伸超出所述第一介电材料210的远端以包围所述第二介电材料212的近侧部分。第二电介质212可以按这种方式固定到同轴电缆202上，例如，有或没有附加的固定手段(诸如粘接等)。沿着第二介电材料的外表面存在外导体208可以影响由辐射尖端部分发射的场的形状。特别地，所发射场可以具有远离同轴电缆的远端向远侧定向的形状。对于较高频率，定向效果可能更明显。第二介电材料212超出外导体208的远端暴露出来。内导体206在第二介电材料内延伸超出第一介电材料210的远端并超出外导体208的远端，以在辐射尖端部分中形成同轴偶极天线。内导体206可以在例如第二介电材料212内(例如，恰好在其远端之前)终止。第二介电材料212具有如下长度，其被选择为使辐射尖端部分204能够在辐射尖端部分插入身体组织时支持在2.45ghz、5.8ghz、和14.5ghz下的共振，由此使递送到身体组织的能量最大化(关于本实施例中使用的长度参见下文)。结合第二介电材料在要辐射的多个微波能量频率下的介电特性来选择第二介电材料212的长度，使其满足以下方程：其中l是第二介电材料的长度，n是正整数，并且λ是多个频率下在第二介电材料中传播的能量的波长。在第二介电材料中传播的波长取决于如下频率：其中c是真空中的光速，μr(f)是辐射尖端部分的频率依赖性相对磁导率，并且εr(f)是第二介电材料的频率依赖性相对电介质电容率。通过为辐射尖端部分选择合适的介电材料212，可以将电介质电容率和磁导率的频率依赖性控制到一定程度。在本实施方式所涉及的频率范围内，尽管电容率的频率依赖性可能在较大的频率范围内起作用，但是陶瓷的电容率近似恒定。在本实施方式所涉及的频率范围内，陶瓷的介电损耗(即损耗角正切)也近似恒定。因此，必须通过考虑辐射尖端部分将要插入其中的材料以及第二介电材料的频率依赖性磁特性和介电特性来选择第二介电材料212的长度，使得它满足以下方程：对于插入肺组织并被供应2.45ghz、5.8ghz、和14.5ghz下的能量的陶瓷，总轴向长度为14.1mm的第二介电材料212(其平行段218的轴向长度为10mm，并且弯曲尖端部分220的轴向长度为4.1mm，并且其中外导体208在所述平行段的前9mm包住第二电介质212)满足此方程，使得辐射尖端部分204支持在这些频率下共振。出于本申请的目的，轴向方向是同轴电缆的纵向方向。从上面的方程可以看出，通过选择具有较大介电常数的第二介电材料212(定义为材料相对于自由空间中的电容率的相对电容率的比率)，辐射尖端部分204的长度可以较小。图3至图5是示出了在插入蛋清时辐射尖端部分204分别在2.45ghz、5.8ghz和14.5ghz下的辐射功率吸收密度的模拟图。这些模拟展示了辐射尖端部分在各种频率下发射的场的不同尺寸和形状。已知的是辐射的穿透深度取决于频率。下面表1示出了消融深度(在表中称为皮肤深度)如何随着单独的微波源122a、122b、122c的频率而变化。频率(ghz)皮肤深度(arb)2.4522.15.807.3914.51.96表1-在四种不同频率(ghz)下的皮肤深度(以任意单位)图3示出了2.45ghz下的模拟场形状。所述场远离第二介电材料的暴露部分的侧表面径向延伸。图4示出了5.8ghz下的模拟场形状。正如预期，场的径向尺寸远小于2.45ghz下的径向尺寸。然而，场的远侧部分比近侧部分径向延伸得更远。图5示出了14.5ghz下的模拟场形状。同样，正如预期，场的径向尺寸远小于2.45ghz和5.8ghz下的径向尺寸。实际上在第二介电材料的暴露部分的侧表面紧邻区域没有预期的场。可以在某些递送曲线中有用地组合上面讨论的场的大小和形状。例如，在第一曲线中，仅供应初始为14.5ghz的能量，以便引起靠近辐射尖端部分的组织的快速加热。在预定时间段过去之后，即在组织被加热希望量之后，发生器102然后切换到供应5.8ghz下的能量，即，以加热稍微更远的组织。有利地，因为辐射尖端部分附近的组织的介电特性已经通过在14.5ghz下加热而改变，进一步改进了5.8ghz下em能量与组织的耦合，使得在5.8ghz下加热快速发生。在另一预定时间段之后，即在稍微更远的组织被加热希望量之后，发生器则再次切换至供应2.45ghz下的能量，以进一步增加消融深度。因此，通过根据这种能量递送曲线从发生器102供应信号，以减少的消融时间实现深度消融。在这三个频率下供应能量的时间可以凭经验确定，例如，在治疗之前。可选地，信号发生器可以确定切换频率的最佳时间，例如，当确定辐射尖端部分处的组织的介电特性已经改变了必需的量时。交替所供应的能量或者使用滤波/时域多路复用器(视情况而定)同时或准同时地供应能量通过以下方式提供了类似的效果：使能够使用14.5ghz能量快速消融最接近辐射尖端部分的组织，以及使用另外两个频率消融更加远离辐射尖端部分的组织。图6示出了当插入蛋清时在高达20ghz频率下从仪器的辐射尖端部分204反射的功率(以db计)的s1,1曲线图。曲线的下降示出了在尖端中存储em能量(即，存储在尖端处的共振驻波中，优先于沿同轴电缆反射回发生器)的点。因此，这些下降对应于反射能量减少的点。在反射的能量减少的情况下，能量被有效地递送到辐射尖端部分周围的组织。因此，回波损耗越好，能量递送越好。曲线图上所标注的是：2.45ghz(a)、5.8ghz(b)、和14.5ghz(c)。因此，图6示出了图2的仪器在讨论的这三个频率下有效地将能量耦合到肺组织。而且，在这三个频率下，从辐射尖端部分204反射的功率是-15db或更好。可以注意到，图2的仪器还可以有效地递送频率为8.2ghz和11.7ghz的微波能量。当前第1页12