针结构和执行针穿刺活检的方法

专利名称：：针结构和执行针穿刺活检的方法
技术领域：
：本发明涉及活检针，即，适用于从身体提取流体或细胞(例如，组织)以用于例如鉴别癌性增生的针。
背景技术：
：细针穿刺活检通常使用空心细针从器官或肺瘤取下较小的组织样本。普通类型的细针穿刺活检为细针抽吸，其中使用细针和注射器从嚢肿去除流体或从实体块去除细胞蔟。细针抽吸和细针穿刺活检基本上相同，且所述两个过程有时是一起执行的。可>^体内的器官或肺瘤获得细针穿刺活检组织。可考虑执行活检过程的常见部位包括乳房、肾、肝脏、胰腺、前列腺、曱状腺、肺、卵巢和淋巴结。细针穿刺活检是一种诊断工具，其可用于评价器官或肿瘤组织，还可用于确定特定治疗是否有效。通常使用局部麻醉来麻痹将插入针的区域。空心细活枱r针经过皮肤插入活,位。在当前过程中，为了正确定位或获得多个样本，可多次插入针。当采用针穿刺活检来鉴别潜在的乳房肺瘤时，只要身体上可行，外科医生通常通过抖动或感觉胂块来导引活检针进入关注区域，接着可基于此信息将针定位到肿瘤中。当以此方式进行活检时，存在出现假阴性的高风险，并且可能必需在感觉到肺块的区域中执行多次针穿刺活检以便能够有定位到癌性组织的好机会。若肿块是不可触知的，则可在例如使用超声波的图像指导下执行活检。然而，即使在执行超声波指导的针穿刺活检时，在定位癌性部位时通常需进行多次尝试。还可使用电离辐射成像将活检针定位到肿瘤内。使用荧光透视法在监视器上观察活检针插入的活动图像，并确定进行活检的最合适位置，在荧光透视法中，将X射线引导至连接到电皿像机的荧光板。还可使用计算机断层摄影(CT)或计算机辅助断层摄影(CAT)来导引活检针，在计算机断层摄影(CT)或计算机辅助断层摄影(CAT)中，使用扫描仪以使X射线围绕患者旋转。这种形式的图像指导具有使患者暴露于潜在有害剂量的X射线辐射下的明显缺点。其它缺点包括X射线成像过程昂贵且可能耗时，其要求专家支持来驱动装置，且其并非总是能够成功地定位癌性部位。针穿刺活检被广泛地使用和接受作为用以确定癌症在人体中的表现的安全且可靠的检验，但是当前使用的方法可能导致在拔出活检针时癌细胞在体内扩散。这是因为在从活检部位移开针的过程中，恶性细胞可能逸出肺瘤并沿着包^康组织的针轨迹沉积。这可能导致新的肿瘤的接种和发育。已报导1,与经历胂块切除术的患者相比，针穿刺活检可使癌症的扩散增加50%。已报导了用于诊断肝脏肿瘤的细针穿剌活检导致沿着活检针轨迹的转移接种的病例。在一篇临床评论中2已陈述，接种的发生很可能是病例研究中所描述的特定个体死亡的原因。1:在Dr.JosephMercola的文章中(http:〃www.mercola.com/2005/apr/16/needlebiopsy,htm)2:MetcalfeM.S,BridgewaterF.H.G,MullinE.J.和MaddernGJ.，Br.Med.Jou"328，2004年2月28日，第507—508页。
发明内容总体而言，本发明提出形成一种具有针的天线结构(下文称为"针天线，，)，由此使该针不仅具有执行常规的组织提取的能力，而且还可将微波能量耦合到组织或耦合来自组织的微波能量以执行对例如针尖处的组织的测量和/或烧蚀。测量组织的介电特性(测得信息)的能力可在针天线首次插入被怀疑存在肿瘤的组织区域时在定位癌性组织方面提供显著优势，即，可能无需获取大量的组织样本。而且，以此方式测量组织特性的能力可减小出现假阴性的风险。测量与活检针末端所处的精确位置处的组织有关的信息的能力还可提供优于使用上述成像(例如，扫描)装置的定位技术的显著优势，这是因为，由于使图像变模糊的特定生物结构，或由于图像分辨率或信号处理限制，扫描装置可能不能^^关于肿瘤或癌性组织所处区域的全面或可靠的细节。本发明将不^it受这些限制。通过在例如拔出过程中可控地烧蚀针轨迹以杀死任何本来会遗留的癌细胞的能力，可防止由活检针导致的新肿瘤的接种。本发明可被布置为选择性地执行此烧蚀功能和测量功能。因此，本文所7>开的针天线可具有以组织类型和/或组织状态的形式直接测量与组织有关的信息的能力。本发明中所述的针天线还可用于执行受控的组织烧蚀。根据本发明的一个方面，^L供一种可插入组织以引入样本或从组织中提取样本的活枱，针，所述针具有以插入尖头终止的细长主体；形成于所述主体内的纵向通道，其用于输送样本；以及同轴天线，其包括内导体和与所述内导体同轴且通过介电材料与所述内导体分开的外导体；其中，所述同轴天线被配置用于耦合到/来自插入尖头处的组织的微波能量，且所述通道形成于所述内导体内或形成于所述外导体的外部。所述内导体可为沿所述通道的内壁的导电层。优选地，所述内导体为限定所述通道的导电层(管)。优选地，所述外导体包括形成于所述细长主体的外表面上的导电层。所述外导体可包括形成所述介电材料上的导电层和形成于所述导电层上的环形或部分环形通道。耦合的微波能量可选择用于测量所述插入尖头处的组织的特性或烧蚀所述尖头处的组织。在本发明的另一个方面，提供一种针穿刺活检设备，其包括如上所述的活检针；以及微波功率源，其被布置用于向所述针中的同轴天线传递微波频率能量以测量和/或烧蚀所述针的插入尖头处的组织。所述i殳备可包括动态阻抗调谐器，其被布置用于将所述针的阻抗调整为例如匹配所述插入尖头处的组织的阻抗，从而确保能量均衡(均匀)传递到所述组织中。本发明的此方面提供以下优势其可实现插入天线的通道的均匀烧蚀以防止发生接种。动态匹配各种组织结构的能力可防止由于当天线尖头穿过各种结构时与各种组织类型的匹配的变化所引起的不均匀烧蚀。换句话说，本说明书中所描述的针天线可将微波频率能量耦合到同轴结构中以进行组织类型/状态测量，和/或执行受控的组织烧蚀，并且具有空心管中心导体，以使得能够在组织烧蚀过程之前、之后或之中执行组织活检。因此，本发明中公开的结构可被看作是三功能针天线。本发明中所使用的选择频率以及三功能天线结构设计的微波方面使得可测量与在身体上进行组织活检的位置相同的点(位置)处(即，远端尖头处)的生物组织的状态相关的信息。在本说明书中，微波频率意味着1GHz至100GHz、优选为5GHz至60GHz的频率范围。还可使用更高的频率，例如，高达200GHz的频率。更优选地，所使用的频率源在14GHz与15GHz之间的频率下运行，而更为优选地，在14.5GHz的标定频率(spotfrequency)下运行。本发明可克服与常规针穿刺活检以及其它类似组织活检系统相关的问题。通过使用受控微波能量来密封由针造成的轨迹或通道，执行组织测癌细胞的接种方面提供优势，通过利用低功率微波收发器在针的尖头处执行介电测量，由于系统区分健康与癌性组织的能力而不会出现假阴性，从而允许以高可信度来执行流体/组织活检；可消除对当前过程中(即使在使用超声波或X射线成像来引导针时)通常获取多个流体/组织样本的需要，其中多次尝试中仅一次定位目标即被视为足以构成成功的过程。本发明还可允许在烧蚀之前、之后或之中获取活检样本，以帮助防止在使用RF或微波能量的正常经皮肺瘤烧蚀过程中所出现的病理信息的丢失。本发明的组织活检方面不局限于癌性组织的提取或用于可能存在癌性组织的人体的区域。应注意，在本说明书中所描述的针天线结构的微波设计可使针天线结射到发生器，其中对反射信号的测量用于计算使天线的远端尖头能够与发生器相匹配的要求，其中所^JC生器可为输出阻抗为50Q的微波功率放大器。另外，可能理想的是使用动态可调整调谐滤波器，例如，包^^在感兴趣频率下间距为四分之一波导波长的三个调谐短截线的波导腔，以便在针天线的远端尖头与生物组织结构所呈现的负载之间创建共轭匹配。应理解，调谐滤波器位于功率放大器的输出与针天线的远端尖头之间，以便使放大器的输出阻抗匹配调谐滤波器的输入阻抗，并使调谐滤波器的输出阻抗匹配生物组织的阻抗。此特点使针天线能够用于执行对一定体积的癌性组织的受控烧蚀，或执行对针轨迹(或通道)的受控烧蚀(或密封)。针天线向测量系统回传信息以允许在变化的组织阻抗与发生器之间执行阻抗匹配的能力可使传递到沿发生组织活检(或肿瘤烧蚀)的部位与外部世界t间的轨迹存在的各个组织结构中的能量能够被自动调节，从而提供对路线中的健康组织结构的均匀组织烧蚀，即，可能理想的是沿轨迹(或通道)烧蚀直径为4mm的健康组织的通道以防止癌细胞的接种。针天线结构的允许执行上述操作模式的能力可为本发明的附加特点。以帮助临床医师诊断良性或恶性肌肉骨骼损伤。还预期骨骼和软组织肿瘤的细胞病理学将拓宽细针抽吸技术的用途。本发明还可用于执行肺组织的活检。在这种情况下，根据确切的位置，将通过支气管镜检或针穿刺活检来获得活检组织。对于超出支气管镜范围的靠*外围(即，更靠近肋骨而不^/腔中心)的癌，针穿刺活检较佳。在该过程中，活检针经皮插入穿过胸腔壁以获取组织样本。本发明可以不局限于将针天线经皮引入人体。本文所描述的针天线可通过其它方式引^VA体，示例包括通过##、通过内诊镜、通过支气管镜、通过自然腔道、通过膀胱镜或通过开放手术过程。本发明可以不局限于使用单个频率源来执行受控烧蚀和进行介电测量。可使用多个频率源。例如，可以有利地使用较低的微波频率，例如lGHz至10GHz，来执行受控烧蚀，而使用较高的微波频率，例如20GHz至100GHz，来执行介电测量。下文描述的本发明的实施例使用在14.5GHz下运行的单个频率源，其具有产生用于较小肺瘤的受控烧蚀和有效的轨迹(或通道)密封的高能量密度、以及允许执行局限于远端尖头的末端的介电测量的足够小的辐射距离的优势。使用较低微波频率进行肿瘤烧蚀的优势为与低频微波能量相关的较大穿透深度在对较大肿瘤产生有效烧蚀方面是有利的。使用较高微波频率进行介电测量的优势为与高频微波能量相关的较小辐射距离在有效地执行不受周围组织结构影响的局部组织测量方面^1有利的。从上文可以看出，本发明尤其可用于促进针穿刺活检的广泛使用。将针导引到可疑肿瘤的精确位置的能力和能够对针轨迹进行可控地烧蚀或密封以防止接种的能力可提供优于现有活检和定位技术的很大优势。还能够在执行组织活检的同时可控地烧蚀肿瘤的附加能力可拔，供额外的优势。在另一个方面，本发明可提供一种执行针穿刺活检的方法，其包括以下步骤中的任意步骤或全部步骤在组织测量系统的控制下将活检针天线经皮穿过健康组织插入到癌性部位(即，执行介电测量)；获取第一组织(流体或细胞)样本；在动态阻抗匹配的控制下开始受控肺瘤烧蚀；在受控烧蚀过程中获取另外的组织样本(例如，测量时间间隔可为m孙V"vr曙,/，继续烧蚀以实现对肺瘤的完全烧蚀，并继续对额外部分的健康组织的受控烧蚀以留下安全边缘；获取组织的最终样本；在拔针的过程中在动态阻抗匹配的控制下使用被配置成较低功率设定(例如，2.5W与20W之间)的微波能量源来密封针轨迹，从而确保以相同的量对针天线的末端所经历的各层组织进行烧蚀，并确保此烧蚀过程很好地受到控制。本发明可用于在短程放射治疗(bracytherapy)过程中将物质或治疗通过例如位于内导体中心和/或外导体外部(外护套)的纵向通道引入的物质可用于增大天线产生的烧蚀的羽辉(plume)或调整羽辉的形状。例如，可引入有损耗物质或可引入以可以不计线缆损失的较低频率产生能量的附加电极。位于所述外导体外部的通道可用于循环冷却剂，例如，盐水或水。概括地说，本发明的操作模式如下1.组织活检和防止接种的受控轨迹烧蚀。本发明的实施例可提供以下优势-高微波频率和相关的能量穿透深度确保通道烧蚀过程中对健康组织的最小损伤；以及-受控的固态能量源确保可根据组织层对传递的功率进行调整。2.组织测量(例如，用于识别癌性组织类型的特征)和組织活检。本发明的实施例可提供以下优势-来自测量系统的信息可用于确保天线的尖头位于肿瘤的中心，以减小假阴性的风险；以及-阻抗测量信息可用于补充活抬:信息。3.组织测量、组织活检和防止接种的受控轨迹烧蚀。本发明的实施例可提供以下优势-在拔出天线时收集的测量信息可用于反馈环路以控制组织阻抗匹配系统，从而确保在对健康组织产生最小损伤的情况下烧蚀出均匀通道(围绕针轨迹)；-在临床前研究期间收集的关于烧蚀羽辉形状和大小的信息可用于确保不会丢失节点信息；-当天线的尖头距离节点为预定距离时可自动开始烧蚀(或可自动防止烧蚀直到天线的尖头距离节点为预定距离)；-阻抗测量信息可用于补充活枱:信息。4.组织测量和将物质引XA体。本发明的实施例可提供以下优势國可通过使用测量系统来定位目标组织的中心，将物质引^A体；-引入的物质可用于扩大烧蚀过程，即，通过使用与微波能量^^应的物质来扩大烧蚀过程；-可精确地引入放射性植入物，并且可以可控地烧蚀入口通道以防止接种。下文将参照附图来说明本发明的示例，在附图中图1为作为本发明第一实施例的针穿刺活抬设备的框图2为图l所示i殳备的更为详细的图示；图3为示出了作为本发明第二实施例的针穿刺活抬设备的图4图示了图3所示的M器的电路布局；图5是图示了作为本发明第三实施例的针穿刺活^i殳备的图6为皿效应的图7是表示使用运行于14.5GHz的频率下的能量源来传输的功率的量的图，所述功率的量为各种金属的金属层厚度的函数；图8示出了作为本发明第五实施例的针天线；图9a和9b图示了作为本发明第六实施例的针天线；图10a和10b图示了作为本发明第七实施例的针天线；图11为用于计算M拟的根据本发明的针天线的模型的横截面；图12示出了来自图11所示的针天线的能量分布的模拟结果；图13示出了类似于图12的模拟结果，但是其中不存在穿过针中心的活检通道；图14和15图示了具有和不具有活检通道的针天线的阻抗匹配；图16为在史密斯圆图上示出了各种物质的阻抗值的图17示出了用于针天线中的中心活检通道的连接管；图18示出了具有图17所示连接管的针天线的能量密度分布；图19为图17所示的连接管周围的能量分布的特写图20是图示了四个等间隔的连接管的阻抗匹配的图21示出了用于四个连接管配置的能量密度分布；以及图22是图示了图21所示的四个连接管的阻抗匹配的图。具体实施例方式在本i兌明书中，术语烧蚀可以指对癌性组织区域例如肿瘤的烧蚀，或用于密封针天线穿过健康组织层时产生的轨迹或通道的烧蚀。后者通常要求较低电平的功率，且可以用与路线中所经历的组织阻抗相匹配的动态能量来执行轨迹烧蚀，从而确保在针天线穿过所述组织到达外部世界时将受控量的能量发射到各种组织类型中。然而，本发明无需局限于用动态阻抗匹配执行受控烧蚀。总体而言，针天线结构的一个实施例包括刚性不锈钢结构，其外部直径为约2.2mm，且在远端尖头处具有锋利的陶瓷尖锥以实现经皮插入。然而，本发明无需局限于此几何结构或构造，而是可使用任何适合的天线结构来实现，其中所述适合的天线结构使微波能量能够正向和反向传输以实现对介电信息的测量并引起受控的组织烧蚀，同时允许提取组织样本(流体或细胞)而不会扰乱环境设置，从而允许传播微波信号以进行介电测量或将足够高水平的微波能量引入生物组织以引起受控的组织烧蚀。本发明利用了以下事实天线内的中心导体的直径为约0.5mm，但是要求仅为约0.01mm的壁厚度以使得当工作频率为14.5GHz时几乎所有的微波能量都能够沿合适的导电物质流动或传输。因此，理论上，可去除中心导体的中心以留下直径超过0.4mm的内腔，该内腔可作为可用于从实体块内的嚢肺或细胞去除流体的通道。值得注意的是，此通道还可用于在针天线中和向针天线外输送其它液体和/或固体，例如，用于特定的组织标记和/或识别的成像或造影剂。最近，据报导，日本科学家由于研制了用于输液的直径0.2111111的针而获得优良设计奖(GoodDesignAward)，因此，我们相信存在能够制造适合这些要求的空心中心导体的技术。对于适用于获取乳房组织活检组织的系统的实际实施，针中心导体的优选为空心的部分的直径可在0.3mm与0.4mm之间。这会4C供足够的机械强度，并确保所有的电磁场都沿中心导体的外部传播，即，壁厚度远大于0.01mm，因此，该结构内部的电磁场设置将不会感知到该结构是空心的。为了确保整体针天线结构是刚性的并允许经皮插入患者体内，优选地使用不锈钢作为针天线结构的外护套。在本说明书中，描述了有能力执行以下功能的天线结构和设备-测量介电信息以确定健康和癌性组织的类型、状态和位置；-执行针穿刺活检，确信针的尖头位于肿瘤或需要治疗的其它生物组织的中心内；-可控地烧蚀肿瘤或其它不健康组织结构以及健康组织的较小区域(安全边缘)；-在所述治疗过程之中或之后进行进一步的针穿刺活检；以及-可控地烧蚀在拔针的过程中由针天线形成的通道以防止接种。涉及组织测量、组织活检和组织烧蚀的新的组合过程可允许在第一次尝试的过程中定位癌性组织(流体或细胞)，并且由于针通道(或轨迹)经受受控烧蚀，由此杀死可能存在于针天线的远端尖头处或其周围的任何癌细胞，因此可减小通过通道回拖癌细胞的风险。应注意，此装置可用于执行上文列出的功能的任意组合，例如，此装置可用于将针天线定位到肿瘤的中心中并进行活检,或者可用于进行活检并密封或者可控地烧蚀通道以防止接种风险；此装置可用于获取活检，烧蚀癌性肿瘤且随后密封通道，或者可在进行组织烧蚀之前、之中或之后进行组织活检以确保利用热烧蚀成功破坏了肺瘤。还理想的另一使用本发明将物质沉积到生物系统中，而不是从生物系统去除组织。在此运行模式中，组织测量和特性特点可用于鉴别要求以高准确度定位物质(固体或液体)的人体区域，且所述物质可沉积在确切的预期位置(与低功率微波频率收发器的使用相关的特点有利于此工作)。本发明的此方面尤其可用于例如将特殊药物或放射性染料沉积到人/本中。此概念可用于短程^t射治疗。定位药物将被传递到的精确位置的能力可在最小化所需的药物浓度和量方面提供显著优势。还应注意，中心管可用于吸出或去除烧蚀的组织以增大烧蚀的区域。这可作为烧蚀的组织被烧焦情况下的特殊用途。一旦去除了组织，则可再次开始烧蚀过程，并且可多次重复所述过程。由于不仅中心导体的中心对微波场是透明的，而且外导体的外部也可以是空心的，因此可将这用作进行活检和移走组织的第二通道。本发明不局限于去除与癌性肿瘤相关的流体或细胞；针天线也可用于在要求精确定位目标组织内的活检组织的情况下^A体敏感区中去除其它组织。在这些应用中，本发明可以仅以测量模式运行。本文所公开的实施例的三功能特性尤其可用于对腋下淋巴结进行活检，在腋下淋巴结中，乳癌细胞的存在与否是癌症是否已扩散的有力预测因子。现在，可检查此类活检组织以帮助决定转移性乳癌的合适疗法，而无需在显樹:镜下去除前哨淋巴结以进行检查。与手术过程相比，活检方法更快且侵害性更小。本发明可使活检方法变得更为精确和可控。本发明允许使用测量模式对淋巴结进行精确定位，通过活M道提取组织进行检查，并在拔出过程中使用烧蚀模式进行受控烧蚀以密封针轨迹。为了避免损伤淋巴结(例如，通过烧蚀)，可使用测量模式来确定探针的尖头何时离开淋巴结。通过使淋巴结保持无损伤，可使淋巴结在未来用于进一步的测量。由针产生的烧蚀羽辉的大小(例如，高功率微波辐射场的范围)是可重复的，并且针对给定的功率电平和脉冲轮廓被明确定义。因此，与测量模式组合，可在测量位置(例如，淋巴结)与烧蚀起点(例如，更高功率模式(例如，10W)以密封针轨迹并防止癌细胞的接种)之间精确地且可重复地插入例如1-5mm的安全区域。可基于在测量模式中获得的信息自动实现烧蚀模式。此外，如果所述实施例包括用于实施上述动态阻抗匹配的调谐器，则即使在轨迹穿过不同的组织类型，即，穿过在感兴趣频率下具有不同电导率和介电常数的物质时，也可实现在拔出过程中对针轨迹的均匀烧蚀。本发明的另外的特点可为在烧蚀期间通过活检通道抽吸水或盐水，以使针天线尽可能地保持冷却。可有利地将此特点用于希望治疗较大损伤的应用。在这种情况下，例如，在治疗直径大于2cm的球形肿瘤时，或在要求在较长持续时间内传递功率时，可能要求微波功率的电平从正常4H^下以治疗模式运行时所使用的功率电平升高。例如，可能要求连续十分钟生成高达100W的连续波(CW)功率以治疗例如直径10cm的球形损伤。替选地，活检可用于引入可提高烧蚀效果的物质(例如，有损耗的生物相容物质)，例如，增加可通过该i殳备实现的烧蚀体积。针内的物质的存在不会影响生成的微波场，因为微波能量只在内导体的外部流动。将通过本发明的特定应用来确定用于^A体收集组织(或其它物质)装置。在大多数的过程中，可使用注射器，但是本发明不局限于使用注射器。在一个实施例中，活检通道可用于在烧蚀期间从针尖吸取坏死或烧焦的组织。这在实施动态阻抗匹配时尤其g一有利的，因为其去除了针尖在另外的情况下必须匹配的烧焦组织。典型地，烧焦组织表示与在不存在调谐器的情况下针可被设计为与其匹配的负载大不相同的负载。在另一实施例中，所述装置可用于吸脂术。所传递的微波辐射可用于对脂肪进行加热，所述脂肪随后将通过活检通道被吸出。当与动态阻抗匹配设备一起使用时，可使针阻抗与脂肪的阻抗相匹配以对加热进行定位。此设备可减小吸脂术的侵害特性，并有助于其在精细组织结构或在希望使结疤或其它永久损伤最小化的整容外科手术中的使用。此外，通道的配置可用于将微波能量集中在通道周围，这对于在要求加热的位置定位加热是有利的。在下文对本发明的全面描述中，仅作为概述给出与用于产生受控组织面，因为本发明人的早期申请WO2004/047659和WO2005/115235详细描述了这些方面。另一方面，应注意，；^i兌明书确实提出了灵敏测量^器(用于测量模式)和匹配滤波器(用于受控烧蚀模式)的运行的特定方面。趋肤效应和针天线尺寸本发明利用了以下事实随着能量的频率增加，导电性开始从在导体的整个横截面上平均分布变为仅存在于导体的表面。在本发明中，超高频带(SHF)中(例如，频率大于3GHz情况下)的微波频率是优选的，因为这些频率能够很好地用于希望导体的厚度小于O.lmm、或更优选地小于0.01mm的情况。本发明中所使用的优选频率为14.5GHz,且导体优选地模具有高电导率，从而使导体厚度能够处于微米(jim)范围。与导体厚度随着电磁能的频率增加而减小相关的现象被称为^J^效应。高微波频率辐射，即，来自在高于10GHz的频率下运行的源的辐射的使用是有利的，因为微波能量在组织内产生低传播距离或穿透深度，因此在从生物系统提取流体或细胞的情况下将介电测量局限于针天线的末端。从以上描述可明显看出，本发明将使进行介电(或组织类型/状态)测量的点与提取组织活检的点相同。从此描iiiE应理解，将针天线的尖头设计为对组织阻抗的变化敏感是有利的。例如，针天线的远端尖头处使用的物质优选地在感兴趣频率下呈现低耗散因数，且可选择此物质的相对介匹配。应注意，组织阻抗为组织在感兴趣频率下的相对介电常数和电导率的函数。这两个^t可用于描述微波频率下的介电材料的特性。当电流流过导体时，所产生的磁通量呈同心圆的形式。一些磁通量存在于导体内且与中心处的电流的联系更大。结果是导体的中心部分的电感大于导体的接i^面的电感。这是因为大量的磁通链存在于中心区域。在高频率下，额外电感的电抗足够大，使得电流沿阻抗较低的导体表面流动，而不是在阻抗较高的导体中心附近流动。根据导体的体电阻率，在足够高的频率下，所有的微波电流将在导体的极小厚度内流动。而且，电流倾向于集中为最接近与最高相对介电常数邻接的表面。具有低体电阻率的物质的使用将导致更浅的皿深度。对于实心配线，电流集中在外表面。因此，当趋肤深度浅时，可以空心管来代替实心导体，而不会导致性能损失。图6图示了此现象。可使用方程式1或方程式2来计算趋肤深度<formula>formulaseeoriginaldocumentpage16</formula>其中&为以米(m)为单位的趋肤深度，co为以赫兹(Hz)为单位的角频率(2jrf),o为以西门子(S或Q/m)为单位的电导率，p是以欧姆米(nm)为单位的电阻率，f为以赫兹(Hz)为单位的频率，而ji为以亨利每米(H/m)为单位的自由空间磁导率(=47tx107H/m)。表1提供了对于常用导电物质在标定频率1MHz、10MHz、100MHz、1GHz和10GHz下的趋肤深度的值。此表说明了当金属化厚度保持最小时在小直径结构中(例如，在要求具有最大直径活检通道的空心中心导体的同轴配置中)使用高微波频率的需要。<table>tableseeoriginaldocumentpage17</column></row><table>表1:各种常用物质在频率1MHz、10MHz、100MHz、1GHz和10GHz下的趋肤深度(nm)方程式3描述了作为材料厚度的函数的传输功率的百分比穿=.3、其中，x为以米(m)为单位的金属化层的厚度，而。/。P为以瓦特(W)为单位的在给定的金属化厚度中流动的功率的百分比。例如，方程式3预计对于六个趋肤深度的金属化厚度将输送99.75%的功率。在下文描述的实施例中，考虑了四种常用的金属材料。它们是铜、银、镍和钢。图7示出了输送的功率的变化，其为这些四种材料的基于使用方程式l的趋肤深度计算和方程式3中给出的指数关系的金属化厚度的函数。对于图7的产生，所使用的工作频率为14.5GHz,假设所述材料为非磁性的，并应用以下电导率值(o):银o=5.80x107S/m铜o=6.14x107S/m镍o=1.28x106S/m钢o=5.0xl06S/m可发现，用于最小化金属化厚度的最佳材料为银。紧接着是铜。当使用钢时要求最厚的金属化层。应注意，在图7所示的曲线图中，钢的线不与其它三种材料聚合，其中所示的最大厚度为8jun。表2提供了对于银、铜、镍和钢，实现90%、99%和99.9%的功率流所要求的金属化厚度的数字<table>tableseeoriginaldocumentpage18</column></row><table>表2:当工作频率为14.5GHz时的常用导体的金属化厚度要求应注意，最小化金属化层厚度的能力导致制造具有最小内外导体直径厚度的针天线结构的能力。这具有最小化针天线结构的外部直接和/或最定且内导体和外导体之间的介电材料的相^介电常数是恒定的)。在经皮系统用于执行组织烧蚀和/或介电(组织状态/类型)测量时和用于进行组织活检时，这些特点可以是有利的。通过以下给出的方程式4来描述同轴针天线结构的特性阻抗<formula>formulaseeoriginaldocumentpage18</formula>其中，Zo为以欧姆(11)为单位的同轴线的特性阻抗，Sr为中心导体与外导朱之间的介电材料的相对介电常数，c为以米(m)为单位的外导体的内部直径，而e为以米(m)为单位的内导体的外部直径。在图8所示的明了直径c和e的位置。参照图8，在使用钢作为金属材料的结构中，所述结构在两个导体之间具有相对介电常数为3.045的介电填料，运行于14.5GHz的频率下，且具有50Q的特性阻抗。可使用以下物理尺寸(使用方程式1、3和4计算)-为获得99.9%的待输送能量的钢的厚度b=12.91nm-针天线的外部直径a=2.2mm-外导体的内部直径c-2.18mm■内导体的外部直径e-O.Slmm■内导体的内部直径d-0.49mm此为说明性示例，其可实现直径高达0.49mm(理论上高达0.49709mm)的活M道的使用。此示例假设所使用的介电材料为以直径为0.51mm的孔钻穿中心的材料制成的硬杆。厚度为12.91fim的第一钢层必须沉积到所述杆的外部，而厚度为12.91nm的第二钢层必须沉积到钻穿所述軒的中心的孔的内壁。获得硬介电材料和涂覆中心孔的外表面和内壁的概念可为本发明的独立方面。将附着于膛孔内的壁的金属化层的涂覆厚度限制为考虑到所有能量将通过其流动的厚度，但是不会大于此厚度，即，在这种情况下为12.91jim，这一概念使活检通道的直径能够被最大化且允许沿活检通道输送最大量的组织。在本文给出的示例中使用了钢，因为其在作为此工作的可能候选材料的四种材料中呈现出最低电导率。图i示出了整个系统的框图。此配置可实现^f吏用单个针天线结构so来执行全部三种运行模式。在介电测量(或组织识别或定位模式)中，稳定频率源10被用作低功率发射器信号并被馈送到低功率发射器电路180中，其中通it^式选择开关60和线缆组件70将低功率发射器信号引导到针天线80中。随后，通过线缆组件70、模式选择开关60、低功率测量发射器180(包含具有栽波消除电路的高绝缘循环器)、通道选择开关200将通过把针天线80插入生物组织110以到达关注区域120而获取的测量信号反馈到接收器300中。接收器300使用本地振荡器160以产生笫一中间频率(IF)信号，所述第一中间频率信号用于将测量信号转换成可使数字信号处理器l卯从所述信号提取量值和相位信息的形式。接收器300可包含第二IF级(这未在图1中示出)。随后，使用数字信号处理器190和/或微处理器210来处理所i^目位和量值信息以确定与针天线80的尖头相接触的组织290的类型。可使用用户界面220来显示组织类型2卯。在受控烧蚀模式中，稳定频率源IO被馈送到功率放大器中，并控制子系统20,其中子系统20用于控制传递到目标组织120中的功率的电平和持续时间(能量概况)以允许执行受控烧蚀，或控制传递到针通道121中的功率的电平和持续时间以进行轨迹的受控密封。将功率放大器和控制单元20的输出馈送到第一正向和反射功率耦合器单元30中，第一正向和反射功率耦合器单元30的功能为测量来自功率放大器20的正向功率以及由于匹配滤波器40输入端处的失配而及^射回的功率的一部分。将所述部分的正向和反射功率馈送到监视器选择开关150的输入端。将第一正向和反射功率耦合器单元30的输出馈送到匹配滤波器40的输入端，匹配滤波器40的功能是对功率源20与针天线80的远端尖头所经历的负载阻抗进行阻抗匹配，其中所述负载阻抗可为治疗组织120或针轨迹121。通过将三个调i皆短截线130、131、132移入和移出构成匹配滤波器40—部分的波导空腔来执行对匹配滤波器40的调谐。使用短截线致动器和适合的控制单元140来执行短截线130、131、132的移动。优选地可使用线性致动器和比例-积分-微分(PID)控制系统(本文未示出)。将匹配滤波器40的输出馈送到第二正向和Jl射功率耦合器单元50，第二正向和反射功率耦合器单元50的功能为测量由匹配滤波器40产生的正向功率和由于针天线80的远端尖头处的失配而^^射的功率的一部分。将所述部分的正向和反射功率馈送到监视器选择开关150的输入端。分别通过第一和第二正向和反射功率耦合器30和50的耦合端口处的信号来确定短截线130、131、132的位置。通过轮询监视器选择开关150的四个开关位置中的每一个来测量这些信号。通过数字信号处理器l卯提供的选择信号来确定所述开关位置。通过通iii^择开关200将监视器选择开关150的单个输出馈送到接收器300，其中开关触点将监视器选择开关150连接到接收器300的输入端。接收器300具有内部混频器(未示出)，所述内部混频器使用本地振荡器信号160和分别来自第一和第二正向和反射功率耦合器30和50的选择信号来产生第一IF频率。第二内部混频器用于形成第二IF级(未示出)，并将第二IF级的输出信号馈送到数字信号处理器l卯，在数字信号处理器l卯中执行相位和量值提取。数字信号处理器l卯使用相位和量值信息来确定需要发送到短截线致动器和控制单元140的信号，从而使调谐短截线130、131、132能够在匹配滤波器40的波导内移动到使功率放大器20的输出与针天线80的远端尖头所经历的阻抗相匹配的位置。第二正向和反射功率耦合器50的输出端连接到模式通道开关60，模式通道开关60被配置用于将正向和反射功率耦合器50的输出端连接到线缆组件70的输入端。线缆组件70的输出端连接到针天线80的输入端或近端。使用来自数字信号处理器l卯的控制信号来改变通道选择开关200和模式选择开关60内的开关触点，以选择受控烧蚀模式或组织测量模式。本文中假设数字信号处理器190包含模数转换器(ADC)以将来自接收器300的模拟信号转换为数字格式。在实践中，优选地可使用外部ADC单元。脚踏开关240用于激活组织烧蚀和测量。来自发生器60的微波能量输出和来自脚踏开关240的输入线包含DC隔离阻障(这里未示出)；要求这些以防止发生器通过DC路径(这里未示出)连接到用户或患者电路。在烧蚀模式中，用户界面220可指示传递到组织中的能量剂量、治疗时间和任^T其它有用的和/或相关的信息。在活枱:模式中，可能希望用户界面220示出容器2卯中容纳的组织的7jC平以及泵250何时被启动。在组织测量模式中，可能希望用户界面220示出组织类型和/或组织状态。还可能希望在天线远端尖头接触癌性组织时发出音响报警或使显示器闪烁。稳定频率源10和本地振荡器160使用同一温度补偿稳定晶体振荡器170作为参考源。还可将参考信号馈送到数字信号处理器l卯并用作定时参考在开始组织测量或动态受控烧蚀之前，必须使用针天线校准单元230对针天线80进行校准。通过将针天线80插入针天线校准单元230内包含的空腔或插槽来执行校准(所述空腔或插槽可为同轴或波导)。使用来自数字信号处理器190的控制信号来启动校准单元230内包含的线性马达，从而沿波导空腔移动滑动短路器以使大量的校准点得到测量。在校准的过程中，线缆组件70的近端必须连接到微波发生器60的RF输出端口，且线缆组件70的远端必须连接到针天线80的近端。应注意，优选地可在装置制造阶段将线缆组件70和针天线80集成为一个组件。配置模式选择开关60和通道选择开关200以4吏它们同时改变接触位置；这两个开关可实现受控烧蚀或测量模式的选择。由数字信号处理器190提供的选择信号引起位置控制。在第一开关位置(Sa)，系统以烧蚀模式运行；而在第二位置(SJ，系统以测量或组织识别模式运行。流体馈送管100优选地通过针天线80的侧壁连接到针天线80,且流体馈送管100连接到用于收集活检组织(流体或细胞)2卯的收集箱或容器260。内管将针天线80的外护套连接到针天线80的中心导体(这里未示出)。泵250用于沿针天线80内包含的空心通道吸取组织样本2卯(这里未示出)，并通过组织馈送管100将组织^IX箱260中。必须确保系统中无泄漏。阀251用于确保组织2卯不能被引入泵250。微处理器210用于控制泵250的运行。可能希望将流体水平监测器或传感器253附接到组织容器260的内部以检测容器内组织的水平；微处理器210可用于处理来自水平监测器或传感器253的信号，并且可使用用户界面220来显示此信息。微处理器210还可用于控制阀252的运行，其中阀252用于排空容器260。阀252的运行可基于从水平传感器253获得的信息。应注意，可用注射器替换箱253和泵250。线缆组件70优选地为在弯曲情况下具有低随^目位变化的低损耗同轴线缆，但是也可使用其它线缆组件，比如柔性波导管。线缆的插入损耗优选为小于ldB每米，且在弯曲情况下的随;M目位变化小于1。rms。使用DC电源270向组件和具有DC功率的单元供电。优选地可对针天线结构施加二氯对二甲^Lr:聚体(ParyleneC)物质的共形涂覆。约10nm的涂覆厚度不会影响结构的微波特性，但是会减小针表面的摩擦系数，且有助于减小在针天线穿过各种组织时针天线与组织之间的摩擦力。二氯对二甲^Ln聚体易于使用且为已经过涉;s^A体内使用的大量材料试验的生物相容物质。若三功能针天线的尖头由非生物相容物质制成，则二氯对二甲^聚体层(或涂层)的内含物可使该结构能够用于人体内。必须确保流体抽吸系统是密封的系统，且没有流体或组织能够在连接中心导体和外导体的管的区域泄漏。在使用陶乾锥形尖头且通过陶瓷尖头馈送流体的情况下，必须确保空心陶瓷部分与中心导体之间的接口保持密封。可能希望中心导体延伸到陶瓷锥形尖头的末端。对新的结构执行全面电磁场分析以考虑到不连续性并确保不会以任何方式削弱该结构的微波操作。应指出，若系统中存在泄漏，则可能难以从样本部位120将组织或流体抽吸到箱或容器260。若存在泄漏点，则空气将进入系统，这可能使得更难以从癌性部位120向箱或容器260输送组织。可能希望在从身体抽吸流体之前去除系统中出现的任何气泡。图2示出了完整系统的框图，其中详细示出了针天线80的构造。应注意，图2的功能性与上文已详细描述的图l的功能性相同。在物理上，除针天线80的细节外，图2与图1相同，除了以下部件或组件划分上的差异在图2中，功率放大器和控制单元20被分成两个单元，即功率/调制控制单元21和功率放大器22;短截线致动器和控制单元140被分成线性致动器141和致动器控制器142;且微处理器210和数字信号处理器190组合成微处理器和信号处理器211。针天线80包括输入微波连接器81，所述输入微波连接器81可为能够在有利地用于本发明的微波频率下使用的任何适合的微波连接器，例如SMA、MCX或SMC型。微波连接器81用于将针天线80连接到线缆组件70,且还用于将微波能量耦合到针天线80中或耦合出针天线80。中心导体88的近端连接到微波连接器81的中心导体。优选地，中心导体88的第一部分为实心导体，直到中心导体88与连接管101之间进行连接，连接管101附接到组织输送管100。中心导体88从组织连接管101与中心导体88之间的接口到针天线结构80的远端尖头是空心的，组织290被吸入中心导体88。空心部分84的直径使得中心导体88的实心部分与远端尖头之间的壁厚度89不因去除了中心导体的中心部分而4吏微波能量的输送受到影响，导体89的壁具有足以支撑其自身且允许在制造该设备时能够容易地装配针天线结构的强度。中心导体88的壁厚度优选为至少六个M深度，以确保能够传输大部分微波能量。通过材料特性和工作频率来确定皿深度；本说明书中已给出了适合材料的趋肤深度特征和趋肤深度计算的完整细节。连接管101将中心导体88的空心区域84连接到组织输送管IOO，组织输送管100附接到收集容器260。管101可由介电材料或导体制成。优选地，管101由类似于第一介电材料87的材料制成，从而保持同轴结构的特性阻抗并最小化该结构内的不连续性。管101的位置、大小和材料可影响在同轴结构中建立的横向电磁(TEM)场，但是可通过在接近管101的结构内包括匹配变换器来补偿场分布的任何变化；匹配变换器可为调谐短截线，所述调谐短截线可为导电销或介电柱。如果要求可与连接管101的效^目匹配的设备，则该匹配结构可仅为介电材料87的相对介电常数的变化或插入连接管101的区域内的外导体85的壁的附加销。匹配结构的特定实施例将取决于针天线结构80的特定几何结构，且可能必须执行对整个针天线的电磁场模拟以确定将使用的最佳匹配结构。应注意，对于小的馈送通道84和小的连接管101，通过在结构中包括连接管101而产生的场不连续性可忽略不计，因此，可将其忽略。本发明不局限于单个馈送管101的使用。优选地，可使用多个馈送管以最小化活检(或材料)通道84内的流动阻塞。例如，可使用四个馈送管，而不是图2所示的单个馈送管101。优选地，可配置四个馈送管以使管的总横截面等于活检通道84的横截面，从而最小化可能出现的阻塞。在这种情况下，将从外导体85的壁内的四个出口(或者，如果需将材料传递到身体中，则是入口)收集活检样本(或其它材料)。可调整馈送管之间的间距以最小化由将单个馈送管101引入系统而导致的失配，也就是说，这可以消除将独立的阻抗变换器(或匹配短截线)引入三功能针天线设计(上文已描述)的需要。在本说明书的最后给出了三功能针天线设计的此方面的更多细节，其中给出了从用于典型针天线结构的初始电磁场模拟获得的结果。同轴针天线结构80的外导体85为同轴配置中的第二导体。外导体85在近端连接到微波连接器81，并在远端连接到陶瓷尖头和匹配变换器82。外导体85由向整个针天线结构80提供刚性的适合的导电材料制成，且优选地为允许经皮插入A^体的生物相容材料。理论上，外导体85的厚度只需为约六个趋肤深度，在优选的工作频率下，其可低达12jim。在实践中，这将增加约十倍以向整个针天线结构80提供所需的刚性，从而使针天线结构80能够独力地穿过组织层。从方程式4和图2所示的针天线80的图可以看出，对有限导体厚度的需要具有最大化组织通道84的直径且最小化整个针天线80的外部直径的优势。内导体88与外导体85之间的第一电^^质87用于确定针天线80的同轴部分的特性阻抗。第一介电材料87还可用于增加所述两个导体之间的潜在击穿电压并确保内导体在中心被对准。优选地，第一介电材料87在工作频率下呈现出低介电损耗。可能用于第一介电材料87的材料包括低密度聚四氟乙烯(PTFE)、膨胀PTFE或缠带PTFE。在针天线结构短，例如小于10cm，并且不考虑击穿电压以及不要求介电负载(其中相对介电常数大于l)减小结构的总直径的特定情况下，优选地可将中心导体悬置在空气中。第二介电材料82用于针天线结构80的远端。优选地，第二介电材料82为微波陶瓷材料。所使用的陶瓷优选地为以下硬质材料，所述^tt材料允许针天线经皮插入身体，且在工作频率下呈现出低损耗以防止陶瓷尖头达到可导致不期望的组织损伤的过高温度。组织通道84延伸到第二电介质82中，从而使头处。可在介电材料82中形成孔以实现此特点，其中所述孔的直径类似于穿过中心导体88的孔的直径。可能希望执行电磁(EM)场模拟以优化在陶瓷锥内包括孔的效果。此特点提供以下优势允许组织样本或活抬，发生在与执行介电测量以确定组织类型或状态的位置相同的位置。优选地，所述孔位于第二介电材料82的侧部以防止组织堵塞锥形尖头并确保锥形尖头足够锋利以刺穿皮肤从而允许经皮针插入。必须确保空心中心导体88与第二电介质82的空心区域之间的接口处密封良好，从而确保系统中不存在泄漏。在组织输送通道84的直径小的情况下，尤其在泄漏点的大小与输送通道84的直径相当的情况下，此特点极为重要。第二介电材料82的附加功能为执行针天线80的同轴部分(方程式4所描述)与治疗组织2卯的复阻抗的典型代表值之间的阻抗匹配。阻抗变换器可为四分之一波变换器，其中选择用于82的材料的介电常数以创建第一介电材料87的介电常数与生物组织2卯的代表性介电常数之间的匹配条件。第一和第二介电材料87与82之间的接口应分别被良好限定，也就是说，如果第二介电材料82为硬质陶瓷而第一介电材料87为低密度PTFE，则硬质陶瓷不应挤压低密度PTFE或使其变形，否则，可能改变此区域中同轴部分的特性阻抗或将不良限定所述接口，这会分别导致第一和第二介电材料87和82之间的该接口的失配或反射。图中示出第二匹配变换器83位于针天线组件80中。其可以为小的金属短截线或锻模(swage)，所述金属短截线或锻模用于抵消此点处所见的不良电抗(电感性或电容性)。应注意，第二介电材料82和金属锻模83提供的匹配的组合效果可在图2所示的特定针天线结构80中有效地4I:供阻抗匹配，其中图2所示的特定针天线结构80已祐:优化以利用特定的肿瘤模型将能量传递到肿瘤中。各个单独结构可能要求特定方案以适合与单独的针天线80、工作频率以及代表性组织负载2卯相关的特定几何结构。可能希望执行电磁(EM)场模拟以优化特定的天线结构80。已用于优化这里所给出的天线结构的示例性EM场模拟包为ComputerSimulationTechnology(CST)公司的MicrowaveStudio.针天线80的远端尖头应足够锋利以使天线结构能够穿透皮肤，而无需4吏用手术刀形成切口。如果必须形成切口，则此切口应尽可能地小，例如小于2mm,且切口应只用于刺穿皮肤组织的外层。一旦形成小切口，天线结构即可容易地朝向关注区域120穿透健康组织。有利的是以提供最小量摩擦力的生物相^N"料例如二氯对二甲^聚体来涂覆针天线结构。应注意，可用注射器替换(未示出)泵250和容器260。在这种配置中，管100用于将针天线80连接到注射器。注射器可为标准医用注射器，比如用于v^A体取出血液样本的注射器或用于向人体注射药物的注射器。优选地，可使用注射器提取流体或细胞，而不是使用上述泵和容器配置。图3示出了可单独被使用以执行组织类型/状态测量和进行针穿刺活检的系统。已给出了各个部件和块的功能性。唯一的差别是示出了m转换器(ADC)191。ADC的功能是从收发器181的接收器部分获,拟信号，并将所,拟信号转换成数字信号处理器l卯可接受的格式的数字信号以使所述信号被接受。由于图3所示的配置不烧蚀组织，因此不再需要三功能操作所必须的以下单元功率调制和控制单元21、功率放大器22、第一正向和jl射功率监测器30、三短截线式调谐器40、第二正向和^JN"功率监测器50、测量/烧蚀开关60、调谐短截线130-132、线性致动器141以及致动器控制器142。有大量的与使用此系统沿针通道121将针天线经皮导引到将进行组织活检2卯的癌性组织部位120相关的优势。与使用常规超声波或X射线技术相比，这可以以更高的精确度定位癌性组织。可能希望将此系统与超声波或X射线成像一起使用以提供与癌性组织120的精确位置相关的附加信息。优选地，可将此系统用于身体中难以对组织进行成像的区域，即，身体中骨骼遮蔽了图^il关注区域120极小的区域。此系统还可用于消除获取多个组织样本的需要，而当前通常需要获取多个组织样本。虚线1000所描绘的区域示出了灵敏低功率发射器和接收器(收发器)单元181的运行所需的块；在图4中，这些块被拆分成各个微波部件。由于此系统不要求高功率组织烧蚀放大器和相关的高电流电源、正向A^射功率监测器以及短截线调谐器、短截线致动器系统和致动器控制器单元，所以应能够制造用于组织类型/状态测量和针穿刺活检系统(或单元)的给定配置以生产相对较小的且便携的位置/活检单元。图4示出了可单独被使用以执行组织类型/状态测量和进行针穿刺活检的系统的第二图。在此配置中，给出了低功率^ML器电路和信号振荡器IOOO的特定实施例。除IOOO中所包括的各个微波部件之外，图4中所给出的所有部件均与上文中先前所论述的部件相同。这里给出的M器使用微波循环器304来分离发射和接收信号路径。收发器的运行原理如下使用源振荡器10生成的低振幅的稳定的14.5GHz微波信号从端口1向端口2穿过循环器304，并沿线缆组件70传送，通过针天线80以进入关注区域120。入射在组织/针尖处的一部分信号随后沿针天线80的轴和线缆组件70反射回循环器304的端口2。流回循环器304的信号的内部路径是从端口2到端口3。随后，对所接收到的从循环器304的端口2到达端口3的信号进行降频转换以提供频率适用于ADC191的模拟信号，其中ADC191优选为标准ADC。发射器电路包括源振荡器IO，所述源振荡器10产生14.5GHz的单个频率。源IO优选地包括介电谐振振荡器(DRO)，所述介电谐振振荡器被锁相到温度补偿晶体参考170以提供在预期中心频率周围具有较小变化的单一频率，例如，具有+/-1KHz变化的14.5GHz载波频率。源振荡器10的输入端连接到第一带通滤波器301的输入端口，第一带通滤波器301的功能为允许源振荡器10产生的信号通过，但是拒绝以其它频率出现的所有其它信号。第一带通滤波器301必须阻断以第一本地振荡器160的频率出现的任何信号。优选地，使以本地振荡器160的频率出现的任何信号相对于源振荡器10所产生的信号电平衰减40dB以上，以避免来自第一本地振荡器160的信号使整个测量系统的性能降级。第一带通滤波器301的输出端连接到第一隔离器302的输入端，第一隔离器302的功能为确保在微波循环器304的端口1上所见的任何反射信号不能返回到源振荡器10的输出端并影响其运行，例如，导致由于负载牵引或输出功率电平变化而引起的频率变化。优选地，隔离器302所提供的信号隔离为至少20dB。隔离器302的输出端连接到第一定向耦合器303的输入端，第一定向耦合器303的功能为从源振荡器10抽出一部分信号以对接收到的信号执行载波抵消(此方面将在下文提到接收器电路的功能时进行描述)。来自第一耦合器303的直通通路(主信号线)的输出(输出端口)通到微波循环器304的端口1。微波循环器304充当微波信号的迂回路线，也就是说，其允许信号仅在一个方向上流动；穿过微波循环器304的信号路径如下在端口1上输入并在端口2上输出，在端口2上输入并在端口3上输出，以;Mt端口3上输入并在端口1上输出。理想地，任何信号都不能从端口l传播到端口3，从端口3传播到端口2或从端口2传播到端口1。而且，理想地，从端口l到端口2、从端口2到端口3以;5L^端口3到端口1的路径损耗或插入损耗应为零。在实践中，一些信号从端口l传到端口3、从端口3传到端口2以及从端口2传到端口1，且通过被称为隔离的性质来确定信号的电平。对于优良的循环器，端口之间的隔离的值应尽可能地高，例如，如果要求窄带宽运行，则优化的循环器可呈现出高达35dB的隔离。对于可在对此工作有利的频带下运行的优良循环器来说，传输端口之间的插入损耗通常为约O.ldB。来自发射器级的输出信号是从循环器304的端口2出来的。1^，此信号自线缆组件70向下传送，穿过针天线80并i^关注区域120。从针天线80的远端尖头发出的信号的电平使得无论如何不会影响生物组织结构2卯，也就是说，功率电平将小于10mW(10dBm)，且最大可能为约1mW(0dBm)。在接收器侧，沿针天线80^^射回的信号穿过线缆组件70到达微波循环器304的端口2，其中所述信号从端口2传播到端口3。自端口3出来的接收到的信号进入第二定向耦合器307的输入端口。第一和第二定向耦合器303和307分别形成载波补偿电路的一部分，所述载波补偿电路用于提高传送和接收的信号之间的信号隔离的水平。载波补偿电路包括第一定向耦合器303、可变相位调节器305、可变衰减器306以及第二定向耦合器307。载波补偿电路的运行如下来自源10的一部分正向传#^号，在本例中为来自第一定向耦合器303的耦合端口的10dB(或10%),被馈送到相位调节器305的输入端，并Jbf目位调节器305的输出被馈送到可变衰减器306的输入端。可变衰减器306的输出端连接到第二定向耦合器307的耦合端口。第二定向耦合器307被配置为使得从微波循环器304的端口3接收到的信号穿过"低损耗"路径中的耦合器。如以上所述，载波补偿电路的目的是增大传送和接收的信号之间的隔离，即，减小循环器304的端口1处的传送功率通it^端口1至端口3的隔离#到达循环器304的端口3的效果。此外，存在由于循环器304的端口2与针天线之间的输出电路中的失配引起的不期望的反射而产生的信号。载波补偿电路还将减小这些信号的量值。在所示的配置中，^吏用相位调节器305将来自源振荡器10的这部分正向功率调整为同相，并使用衰减调节器306进行量值调节，直到通过第二定向耦合器307的耦合端口入射到第二定向耦合器307的主线上的信号为反相且其量值等于从端口1耦合到循环器304的端口3中的不期望的传送信号的分量。如果耦合到第二定向耦合器307的主线中的信号为反相且其量值等于加到所要接收的信号上的不期望的信号的量值，则将去除不期望的信号且在第二定向耦合器307的输出端所见的信号将为所要的接收到信号，其中不期望的信号将由循环器304的端口1和3上的有限隔离和输出路径中的不期望的反射两者构成。优选地，第一和第二定向耦合器303和307的耦合因子是相同的，在本例中为10dB。应注意，由于只需一次固定的相位调整，因此在能够增大循环器304的端口l和3之间的击穿隔离方面，单一频率发射器信号的使用是有利的；此特点还有助于实现对由于可能沿路径出现的失配而引起的沿反射路径返回的任何反射信号进行有效抵消。此特点还可用于提高整个系统的测量灵敏度。第二定向耦合器307的输出端口连接到第二隔离器308的输入端，第二隔离器308的功能为防止低噪声放大器309的输入端处的任何失配或反射影响载波补偿电路的运行。第二隔离器308的输出端连接到低噪声放大器309的输入端口，低噪声放大器309的功能为使接收到的信号的电平提高到在第一混频器310的RF输入端可接受的电平以使混频器310能够运行。优选地，放大器309为低噪声放大器以确保在其输入端接收到的信号不会受到噪声的破坏，所述噪声例如是放大器本身产生的热或^^立噪声，所述噪声将加到接收到的信号上并限制测量系统的灵敏度。输入到第一混频器的本地振荡器输入信号为由第一本地振荡器源160产生的14.45GHz的信号。优选地，第一本地振荡器源160为介电谐振振荡器(DRO)，所述介电谐振振荡器被锁相到温度补偿晶体参考170以提供在预期中心频率周围具有较小变化的单一频率，例如，变化小于+/-1kHz的14.45GHz信号。优选地，将源振荡器10(和测得的RF信号)与第一本地振荡器160同步，且这可通过4吏用同一晶体参考170来实现。第一本地振荡器160的输出端连接到第三信号隔离器311的输入端，所述第三信号隔离器311用于防止第一驱动放大器312的输入端处所见的任何失配或反射信号由于负载牵引而改变第一本地振荡器160产生的频率。第三隔离器311的输出端连接到第一驱动放大器312的输入端，第一驱动放大器312的功能为使第一本地振荡器160产生的信号的电平提高到第一混频器310可接受的电平，以作为将使第一混频器310正确运行的本地振荡器信号。驱动放大器312的输出端连接到第二带通滤波器313的输入端，第二带通滤波器313的功能为使第一本地振荡器信号160产生的信号通过，但是拒绝以其它频率出现的所有其它信号。第二带通滤波器313必须阻断以源振荡器IO的频率出现的任何信号。优选地，使以源振荡器10的频率出现的任何信号相对于第一本地振荡器160产生的信号电平衰减大于40dB，以i^免来自源振荡器10的信号使整个测量系统的性能降级。第二带通滤波器313的输出被馈送到第一混频器310的本地振荡器输入端。第一混频器310产生两个输出频率，它们是RF与本地振荡器(LO)频率的和与差，即，RF+LO和RF画LO。在此特定实施例中，14.5GHz+14.45GHz=28.95GHz，而14.5GHz-14.45GHz=50MHz。这些频率被称为中间频率(IF)。此工作中要求50MHzIF，因为这是可用于从测量信号中提取量值和相位的可用频率。来自第一混频器310的输出IF被馈送到笫三带通滤波器314的输入端，第三带通滤波器314的功能为滤除处于总和频率(RF+LO)的信号和可能存在的任何其它不良信号，例如，源振荡器IO信号、第一本地振荡器160信号、晶体参考信号170和第二本地振荡器信号。图4给出的特定实施例中所示的带通滤波器允许50MHzIF信号完全通过所述滤波器。第三带通滤波器314的输出被馈送到第二混频器317的RF输入端，第二混频器317的功能为对50MHzIF信号进行进一步的降频转换。输入第二混频器317的a振荡器输入来自第二本地振荡器源319,第二本地振荡器源319优选地为晶体振荡器或电压控制振荡器(VCO)模块。优选地，第二本地振荡器源319连接到温度补偿晶体参考170以提供在预期中心频率周围具有较小变化的单一频率。要求主源振荡器IO、第一本地振荡器160和第二M振荡器319—^^被同步，这可以通过使用同一晶体参考170来实现。第二本地振荡器319的输出端连接到双向功率分离器315的输入端，双向功率分离器315的功能为将第二本地振荡器319产生的功率电平分成两个相等的部分，而不会导致阻抗失配。优选地，可使用同轴3dB功率分离器。功率分离器315的第一输出被馈送到第二驱动放大器316,第二驱动放大器316的功能为使第二本地振荡器319产生的信号的电平提高到第二混频器317可接受的电平，以作为使第二混频器317能够正确运行的本地振荡器信号。第二驱动放大器316的输出被馈送到第二混频器317的本地振荡器输入端。第二混频器317产生两个输出频率，它们是RF和本地振荡器(LO)频率的和与差，即，RT+LO和RF-LO。在本特定实施例中，50MHz+40MHz=卯MHz,而50MHz-40MHz=10MHz。在此工作中要求10MHzIF,因为这是标准ADC191可使用以从测量信号中提取量值和相位的可用频率。使用较低频率ADC的优势为通常可获得更大的线性度和动态范围。第二混频器317的输出IF被馈送到第四带通滤波器318的输入端，第四带通滤波器318的功能为滤除总和频率(RF+LO)下的信号，在本例中为卯MHz的信号以及可能存在的任何其它不良信号，例如，源振荡器10信号、第一本地振荡器160信号、晶体参考信号170和/或第二本地振荡器信号。图4给出的特定实施例中所示的带通滤波器允许10MHzIF信号完全通过所述滤波器。功率分配器315的第二输出^ML馈送到数字信号处理器190并用于定时功能和测量信号的同步。上文已详细描述了图4中所包含的所有其它块和部件。图5示出了用于对针天线产生的通道或轨迹进行受控烧蚀和/或对待治疗的组织或肺瘤进行受控烧蚀、并用于进行组织活检的系统。图5所示的接收器与图4所示且上文从信号隔离器309的输入端口开始描述的接收器相同，也就;ii兌，部件308、309、310、160、170、311、312、313、页314、319、316、317、318和191的运行和配置与图4所示且上文所述的相同。由于图5所示配置的功能是实现对针通道或轨迹的受控烧蚀和/或对治疗组织的受控烧蚀，因此接收器使用从连接到调谐滤波器40的任一侧的正向和反射功率定向耦合器获得的信号来控制调谐杆130、131和132的位置，调谐杆130、131和1324吏针天线80的尖头处所见的阻抗能够与功率放大器26的输出阻^目匹配，以向组织提供有效的功率传递。使预期的恒定功率能够基于用户控制的要求被传递到变化的组织负载阻抗的系统操作要求调谐滤波器40与针天线80的远端尖头之间具有较低的插入损耗。调谐滤波器40、正向和反射功率监测器50、线缆组件70和针天线80的组合可被看作是单个谐振滤波器。由于所述滤波器作为谐振腔iM^行，在所述谐振腔中使用调谐滤波器40与针天线80的远端尖头之间的多次反射来实现功率放大器26与组织负载2卯之间的有效阻抗匹配，因此所述滤波器应具有尽可能高的品质因数(Q)。在图5所示的配置中，源振荡器IO(已描述)的输出^L馈送到第一带通滤波器11的输入端，第一带通滤波器11的功能为4吏源振荡器10产生的信号通过，但^1拒绝以其它频率出现的所有其它信号。第一带通滤波器ll必须阻断以第一本地振荡器160的频率出现的任何信号。优选地，使以M振荡器160的频率出现的任何信号相对于源振荡器10所产生的信号电平衰减40dB以上，以避免来自第一本地振荡器160的信号使阻抗匹配系统的性能降级。第一带通滤波器11的输出祐绩送到调制开关23，调制开关23的功能为通过切换信号控制线DSP1来切换(或调制)源振荡器10产生的信号，其中信号控制线DSP1受到数字信号处理器190的控制。调制开关23的输出被馈送到功率控制器24的输入端，功率控制器24的功能为衰减源振荡器10产生的功率的电平，以提供对在功率放大器26的输出端处产生的功率电平进行控制、并随后对传递到生物组织290中的功率的电平进行控制的装置。通过数字控制线DSP2上所呈现的由数字信号处理器190进fr没定的信号来确定衰减水平。功率控制器24的输出信号^L馈送到前置放大器25的输入端，前置放大器25的功能为通过固定量的增益对入射信号进行放大。优选地，在前置放大器25中可使用高增益MMIC装置。前置放大器25的输出^L馈送到功率放大器26的输入端，功率放大器26的功能为使来自前置放大器25的输出端的功率提高到可用于产生有效组织烧蚀的电平。功率放大器的输出级(比如，与功率放大器26相关的输出级)通常使用低增益、高功率微波晶体管，且可能必须对来自多个这样的功率晶体管的输出进行组合以从系统中产生预期的输出功率电平。使用连接到端口3的具有50ft断电负载的微波循环器来保护功率放大器26的输出不受可能由返回到放大器26的输出端的Jl射信号引起的损害，其中端口3即为在反射功率沿线缆组件70返回之后将^射的端口。此配置还保护放大器不受由功率装置的输出点处所见的阻抗变化所引起的负载牵引的影响。如果不进行保护，则这种负载牵引可能^^大器充当功率振荡器，这必将导致对放大器的损害。功率放大器26的输出端连接到第一正向A^射功率监测器30的输入端，第一正向/反射功率监测器30的功能为提供一部分正向和反射功率，这部分正向和反射功率可被馈送到微波接收器以便l^进行用于控制调谐短截线的位置以创建必要的匹配条件的处理。第一正向/Jl射功率监测器30的输出被馈送到调谐滤波器40的输入端，调谐滤波器40的功能为产生匹配条件并在针天线80的远端尖头与调谐滤波器40之间产生谐振腔。利用适合的线性致动器141来控制三个调谐短截线130、131和132。线性致动器141连接到致动器控制器142，致动器控制器142的控制信号通过数字控制线DSP4提供，而数字控制线DSP4连接到数字信号处理器l卯。调谐滤波器40的输出端连接到第二正向A^射功率监测器50的输入端，第二正向/反射功率监测器50的功能为提供一部分正向和反射功率，这部分正向和反射功率可被馈送到微波接收器以便l^进行用于控制调谐短截线的位置以创建必要的匹配条件的处理，从而对传递到组织结构中的能量实现精确控制。此特点可实现在针穿刺活枱，之后对轨迹或通道进行均匀烧蚀。第一正向/反射功率监测器30和第二正向A^射功率监测器50的耦合端口被馈送到单刀四掷(SP4T)时域复用开关150，SP4T时域复用开关150的功能为分别从第一和第二正向A^射功率定向耦合器30和50向测量接收器(包括308、309、310、160、170、311、312、313、314、319、316、317、318和191)和数字信号处理器l卯传递测量信号，从而实现相位和量值提取以及随后的处理以确定设定的谐振或匹配条件所需的调谐短截线130、131、132的位置。图中示出了固定衰减器31、32、51、52连接在正向/反射功率监测器30、50的耦合端口与连接到SP4T开关150的四个输入端口之间。使用连接到数字信号处理器190的控制信号DSP3来控制开关位置。使用SP4T开关150以足够高的i!JL分别轮询来自第一和第二正向/反射功率监测器30和50的信号，以使来自在调谐滤波器40的输入和输出端口处测得的正向和^^射信号的相位和量值信息能够被彼此比较，从而实现对将确定的调谐短截线(杆)的位置的必要调整。针结构图6说明了皿深度对实心导体500的影响。可以看出，与导体的总横截面积相比，微波能量(或信号)的流动所要求的横截面积520的量较小。导体中不需要导体的区域510可效地透射沿导体500后向和正向传播(或流动)的微波能量。导体的区域510可以是空心的，且可以以任何材料进行填充，例如，生物流体、生物细胞、药物、放射性染料、放射性造影剂、盐7jC或水。图7是示出了传输的百分比功率的图，所述百分比功率为金属化层厚度的函数，或者换句话说，为四种常用导电材料在14.5GHz的工作频率下所要求的横截面积的量的函数。所选择的材料为铜、银、镍和钢。可以看出，铜和银极为相似，其中银允许沉积稍薄的金属化层。可以看出，对于铜和银两者，待输送的所有微波能量所需的厚度为8nm。镍和钢要求沉积M的金属化层以使所有的微波能量能够沿导体流动。钢要求沉积最厚的金属化层以提供所有微波能量进行流动的管道。计算表明，在以钢作为导体的情况下，当厚度为12.91jim时，可传输99.9%的微波能量。图8示出了代表性的三功能针天线构造的详图。上文已描述了所述结构的显著特点。在8图所示的构造中，活检通道84通过由第二介电材料82制成的锥尖的侧部获取组织2卯。优选地，第二介电材料82为硬质材料；可将微波陶瓷用作所选的材料。其中活检通道84的入口位于陶瓷锥尖侧的构造具有以下优势其允许锥的尖头较为锋利以便利经皮插入生物组织。在此图中，针天线的整体结构的外部直径由字母a800表示，外导体的金属化层的厚度由字母b801表示，外导体的内部直径由字母c802表示，内导体的外部直径由字母e804表示，内导体的内部直径由字母d803表示，而内导体的厚度由字母f805表示。尺寸c802和e804用于计算同轴结构的特性阻抗；方程式4可用于该计算。图9a给出了实际三功能针天线的特定实施例，其中活检通道84的入口位于所述结构的中心。图9a所示的特定实施例包括以下尺寸第二电介质的半径809、第二电^h质的外部直径808、当插入同轴结构的外导体内时第二电介质的直径815、使第二匹配变换器锻模83拟合的第二电介质82的直径807、处于第二介电材料近端的圆锥的长度813、金属锻模的长度814、第二电介质的内部直径806、同轴结构的末端与针天线的远端尖头之间的第二电介质的长度811以及同轴结构内第二介电材料的长度810。第二介电材料82的几何结构已被设计为充当第一阻抗变换器以执行代表性组织(或肿瘤)结构2卯的复阻抗、第二介电材料82以及第一介电材料87之间的阻抗匹配。金属锻模83为第二匹配变换器，且用于执行同轴结构与第二介电材料82之间的阻抗匹配。第二变换器83可为单个短截线，其具有可用于抵消电抗元件的电容性或电感性电抗，其中所述电抗元件可分别固有地存在于第一和第二介电材料87和82之间的区域。图9b示出了针天线80的尖头的展开图，其中活检通道84穿过远端尖头的中心。在使用动态阻抗匹配的情况下，由于调谐器的运行^^吏天线能够匹配任何阻抗，因此不必将该结构设计成提供与特定阻抗的良好匹配。图10a给出了实际三功能针天线的特定实施例，其中活检通道84的入口通过由第二介电材料82制成的锥尖的侧部获取组织290。优选地，第二介电材料82为^材料；微波陶瓷可为所选的材料。图10b示出了针天线80的尖头的展开图，其中活检通道84穿过由第二介电材料82制成的陶瓷锥的侧部。在本说明书中已给出了与图10a和10b相关的所有其它细节。电磁场模拟已执行电磁场模拟来检查将活检通道84包括在针天线结构80内的效果。初始模拟结W明，直径0.4mm的活检(或材料)通道84可并入针天线80的内导体88的中心。在这里所使用的模拟模型中，通道84已从陶瓷尖头82延伸出来，从而可通过活检(或材料)通道84获取活检组织。就微波M而言，已表明，中心导体88中的孔或通道84对其没有影响。然而，正如可能预期到的那样，陶资尖头82中的孔的确影响微波参数，但是可使用本说明书中早期描述的作为本发明的一部分的动态阻抗匹配和调谐机制对此进行补偿。模拟结果沿同轴线的中心导体88的轴且穿过陶瓷尖头82的末端M制活检通道84。通道84自输入端口向陶资尖头82的末端延伸2mm，自输入端口延伸25mm。在各种情况下，整个活检通道84被模制成填满了与围绕三功能针天线80的材料的完全相同的材料2卯，也就是说，假设针的尖头浸入癌性病变的内部。所使用的组织材料2卯为肿瘤、乳房脂肪和空气。图11示出了三功能针天线80的横截面。活检通道84被示出为具有水平影线。在每种情况下，活检样本2卯在陶资入口82的尖头中的存在改变与针天线80的匹配。除了尖头处的第一亳米外，活检样本290在中心导体88的通道84中的存在不影响针天线80的孩i波性能。这是因为中心导体88的壁86的厚度远大于多个趋肤深度，从而可将活检样本290从中心导体88外部的场屏蔽，且活检通道84远在用于沿通道84进行波的传播的截止频率之下，即使在考虑到活检样本2卯可能具有很高的介电常数(或电容率)时。对于介电常数50，其为所设想的使用中可能发现的最高介电常数，为了进行传播，管或通道84的内部直径需要超过3.5mm，并且即使在这种情况下，样本2卯的高损耗将导致信号在最初几亳米中的快速衰减。图12示出了三功能针天线80的能量分布1200。示出了活检通道84、陶瓷尖头82以及周围肿瘤2卯内的功率密度1200。可以看出，活检通道84的损^小。图13示出了不存在活检通道时的针天线80的能量分布。可以看出，活检通道84的存在导致在针天线尖头附近的更大功率吸收。>%值吸收也稍为降低。这可能是由于两个影响第一个影响是当存在活检通道84时，功率分布在较大的体积上，因为针头附近吸收了更多的功率；第二，活检样本2卯使针天线80与生物组织2卯之间的匹配恶化，因此整体上传递稍少量的功率。如上文已提到的，使用三短截线式调谐器的动态调谐机制将恢复由于第二个影响而引起的大部分损耗。还可通过对针天线进行微'J、的重新设计来使此失配M被调谐掉，且在本发明仅用于进行组织活检以测量生物组织层的介电特性的情况下，此方法是优选的。当引入活^if道84时尖头附近的功率吸收图案或能量分布的变化可能是有利的，因为所述模拟表明通道84的添加导致结构80的尖头附近的更多组织发热。i1^要求最小化对健康组织的烧蚀量同时防止留下癌细胞的轨迹(或通道)密封过程中尤其有用。图14和15说明了在针天线80的尖头处通过活检通道84引入的阻抗匹配的变化。图14示出了在不存在活检通道的情况下针天线80的阻抗匹配，而图15示出了包括活检通道84的新的三功能针天线80的阻抗匹配。针对4GHz与15GHz之间的频率范围示出了阻抗匹配，在14.5GHz处有正方形标记。可以看出，两个结构的阻抗匹配具有显著变化。相位已^L旋转约80度，且回波损耗已从约17dB变为约8dB。阻抗值参考了用于各种代表性生物组织结构的包括活检通道84的针天线组件80的近端；也就是说，图16所示示出了在实践中针天线80的远端尖头将经历的结构。这些模拟结果示出了靠近坐标轴相交叉的极坐标图中心的区域。图16中的比例约为图14和15的两倍。从图16给出的模拟结果可以看出，即使在活检通道84包括于整体针天线结构80中时，也可在各种生物组织之间进行区分；这表明本发明可用于获取组织活检且还可用于有效地测量生物系统的各种介电特性。可观察到，趋向于图16顶部的一簇点是用于富血组织，而位于底部的点是用于多脂组织。为了从三功能针天线80的远端尖头去除活枱r样本2卯，在内导体88的壁与外导体85的壁之间需要具有连接到馈送管100的连接管101。在某个点，连接管101必须穿过同轴馈送管的壁。在此工作中已模制了大量的连接管101的设计。最后，使用四个连接管101、102、103、104，其总横截面等于穿过针天线的远端尖头的活检管84的横截面。总横截面为使活检样本2卯的流动阻塞最小化与在内导体88上留出足够宽度的壁86的折衷，从而在连接管IOI、102、104、104之间提供良好的微波传导性与物理强度。还模制了接近针天线结构80的近馈送端的连接管101、102、103、104的环。连接管IOI、102、103、104位于内导体888内的活抬r样本2卯与外导体85的外部之间。连接管IOI、102、103、104穿过内导体88的壁86、第一电介质绝缘体87以及外导体85的壁。这些部分之间非常接近，因此希望不要求额外的壁以防止活检样本290在这些壁之间的泄漏，尤其当希望三功能针天线为一次4吏用即可丟弃型i殳备时。所执行的第一模拟使用以下配置，其中直径0.2mm的四个连接管与针天线的近端具有同样的距离，形成直角交叉。四个连接管101、102、103、104的总横截面等于同轴配置的内导体88内的通道84的横截面。图17示出了穿过同轴针天线的横截面。可看到三个连接管101、102、103。将通过外部套筒(或馈送管100)从同轴线的外导体85中的四个孔收集活检样本290，本文中没有对外部套筒(或馈送管100)进行模拟，因为其不会影响微波性能。图18示出了整个针天线结构80中的功率损耗密度或能量密度1200，而图19示出了基部的场的放大图。可以看出，内部含有从活检样本获取的肿瘤290的四个连接管101、102、103、104的引入减小了传递到肺瘤的总功率。希望这是由连接管101、102、103、104处的阻抗失配与所述管的损耗引起的。图19所示的放大图证实连接管101、102、103、104中或周围有显著的功率损耗密度。图20示出了对于连接在同一点的四个连接管101、102、103、104的针天线结构80的阻抗匹配。随后，分别改变内导体和外导体88和85之间的孔的配置，以设法减小由所述孔引起的阻抗失配和/或损耗。不是围绕轴心以90度间隔将四个孔与远端尖头等距离放置，而是将其排列成围绕轴心以180度间隔开的两个直列对。以四分之一波长间距即3.5mm开始尝试了多个设备，所述四分之一波长间距为用于抵消两个简单的相同无损耗失配的理想间距。已证明四分之一波长不会提供改善，因此随后减小间距，首先减小到2mm，接着减小到1.5mm。图21和22示出了四个孔周围的功率损耗密度和匹配。尽管在图21中所述孔周围无明显的损耗密度的减小，但是从图22可清晰看出失配已被减小。与使所有的孔与探针尖相距相同的情况相比，这会引起性能的整体改善。模拟结果表明，可以以陶瓷或金属管对针天线结构80进行改动以引入直径0.4mm的活^i^道84，而不会使构成本发明主要部分的受控烧蚀和介电测量特点显著降级。优选地，使用分别穿过内导体和外导体壁86和85并穿过介入第一电介质87的四个直径0.2mm的孔来实现从针天线结构80的外部到活检通道84的连接。活检样本物质2卯的存在可引起本发明所描述的三功能针天线整体性能的很小、但是可接受的降低。权利要求1.一种可插入生物组织的针，所述针具有细长主体，以插入尖头终止；纵向通道，形成于所述主体内，用于向组织或从组织输送物质；以及同轴天线，包括沿所述通道的内壁的内导体和与所述内导体同轴且通过介电材料与所述内导体隔离的外导体，其中所述同轴天线被配置用于将微波能量耦合到所述插入尖头处的生物组织。2.如权利要求1所述的针，其中所述内导体为限定所述通道的导电管。3.如权利要求2所述的针，其中所述导电管的直径为约0.5mm且壁厚度为约0.01mm。4.如前述权利要求中任一项所述的针，其中所述外导体为形成于所述细长主体的外表面上的导电层。5.如权利要求1所述的针，其中所述细长主体包括外护套，所述外护套在其内表面上形成有所述外导体，所述纵向通道形成于所述外护套内。6.如前述权利要求中任一项所述的针，其中所述通道被配置用于从组织提取样本物质。7.如前述权利要求中任一项所述的针，其中所述插入尖头具有适用于经皮插入生物组织的圆锥形状。8.如权利要求7所述的针，其中所述通道穿过所述圆锥形状的尖头。9.如前述权利要求中任一项所述的针，其中所述纵向通道被配置用于集中所述微波能量。10.如前述权利要求中任一项所述的针，其中所述插入尖头包括刚性元件，所述刚性元件在所述细长主体的远端延伸出所述外导体。11.如权利要求10所述的针，其中所述刚性元件由陶瓷制成。12.如权利要求10或11所述的针，其中所述刚性元件附接到所述同轴天线的介电材料上。13.如权利要求12所述的针，在所述介电材料与刚性元件之间的附接接口处具有匹配变换器。14.如权利要求13所述的针，其中所述匹配变换器和所述刚性元件被组合配置以使所述同轴天线的阻抗在预定频率的微波能量下匹配预定治疗阻抗。15.—种针穿刺活枱3殳备，包括微波功率源；以及如前述权利要求中任一项所述的活检针，所述活检针被连接以从所述微波功率源接收微波能量，其中所述针被配置用于发射微波辐射以测量所述插入尖头处的生物组织的特性和/或烧蚀所述插入尖头处的生物组织。16.如权利要求15所述的设备，包括控制器，所述控制器被配置用于控制通过微波辐射向组织传递的能量的量。17.如权利要求16所述的设备，其中所述控制器包括检测器，所述检测器用于检测向所述针提供的微波辐射的功率电平，检测到的功率电平用于计算传递到组织的能量的量。18.如权利要求16或17所述的设备，包括连接到所述微波功率源的功率放大器，其中所述控制器包括功率设置器，所述功率设置器配置用于调节输入到所述功率放大器的功率电平。19.如权利要求18所述的设备，其中所述功率设置器包括连接在所述微波功率源与所述功率放大器之间的信号衰减器。20.如权利要求18或19所述的设备，包括连接在所述微波功率源与所述功率放大器之间的信号调制器。21.如权利要求15至20中任一项所述的设备，包括动态阻抗调谐器，所述动态阻抗调谐器被配置用于调节所述针的阻抗。22.如权利要求21所述的设备，包括开关，所述开关被配置用于通过用于以测量功率电平传递微波能量的测量路径或用于以烧蚀功率电平传递能量的烧蚀路径来选择性地将所述微波功率源连接到所述针，其中所述动态阻抗调谐器位于所述烧蚀路径上。23.如权利要求22所述的设备，其中在所述测量路径上传递的能量具有第一频率，而在所述烧蚀路径上传递的能量具有大于所述第一频率的24.—种执行针穿刺活检的方法，包括将如权利要求1至14中任一项所述的活检针经皮插入生物组织以到达治疗部位；从所述针发射微波能量以测量所述插入尖头处的组织的特性；如果测得的特性表明所述插入尖头处存在感兴趣组织，则执行治疗，以及从所述治疗部位拔出所述针。25.如权利要求24所述的方法，包括在拔出过程中，从所述针发射微波能量以可控地烧蚀所述插入尖头处的组织。26.如权利要求24或25所述的方法，其中所述执行治疗包括以下步骤中的一个或多个从所述治疗部位获得组织样本；通过所述针的通道向所述治疗部位传递物质；以及从所述针发射微波能量以可控地烧蚀所述插入尖头处的组织。全文摘要本发明公开了一种活检针(80)，其具有形成于同轴天线的内导体(86)内的纵向通道(84)。所述同轴天线终止于可插入生物组织中的刚性插入尖头(82)，例如，陶瓷锥。在所述插入尖头处发射传递到同轴天线的微波能量(例如，频率为1至100GHz)。可将插入尖头配置为使同轴天线的阻抗匹配预定的组织阻抗。所发射的辐射可用于测量插入尖头处的组织的特性或对所述组织进行治疗(例如，烧蚀)。本发明还公开了一种针穿刺活检设备，其中将微波能量从微波发生器可控地传递到针。所述设备可包括阻抗调谐器，以使针的阻抗与插入尖头处的组织的阻抗动态匹配。文档编号A61B10/00GK101541248SQ200780041854公开日2009年9月23日申请日期2007年10月10日优先权日2006年10月10日发明者克里斯托弗·保罗·汉科克申请人:医疗设备创新有限公司