专利名称：：食管治疗设备的制作方法
技术领域：
：本发明涉及用于使用从微波辐射获得的热能来治疗组织的设备和方法。例如，本发明涉及一种通过将组织暴露于频率范围为5GHz到60GHz的辐射iMt成组织坏死(热破坏)和/或组织切除的技术.本发明具体地涉及治疗食管(也称为食道或者咽道)，例如治疗称为胃食管回流和巴雷特食管的疾病。虽然本申请围绕这一用途来设计，但是它也可以提供一种用于治疗其它医疗疾病的手段，其可通过插入治疗器械穿过自然孔(例如嘴巴、鼻、肛门或者尿道)而达到。它也可以适用于开放式外科手术过程中的治疗。
背景技术：
：食管是将食物从口运送到胃的肌肉管，并且由与形成皮肤的细胞(鳞状细胞)相似的细胞排列而成。巴雷特食管是由外科医生诺曼'巴雷特于20世纪50年代早期最先确认的疾病，其中异常细胞在咽道(食管)下部的内衬层上生长。发现咽道下端处的衬层从鳞状改变成类似于胃的衬层、或者胃或肠的组织变形。巴雷特食管是癌症前期疾病。在可变的一段时间之后，它可能偶然地导致在食管下部生长的癌症。当受侵袭的区域中的细胞变得越来越异常(发育异常)并且可能最终变成恶性时，就^^发生癌症。巴雷特食管的主要原因是胃食管回流，即胃液从胃上4溅，到食管中。胃液包含有助于消化食物的酸、胆汁和蛋白质。胃由抗酸组织排列而成，但是食管不是这样。通常，食管底部的瓣膜(下食管括约肌(LOS))防止酸上溅到咽道中。然而，有些人具有允许酸往回流到食管中(回流)的虚弱瓣膜。酸可能使食管发炎和受刺激，并且在一些人群中^it成疼痛和胃灼热症状。这常称为回流食管炎。希望破坏异常细胞。有必要进行外科手术以帮助增强食管底部的瓣膜，从而防止进一步的酸回流或者去除受侵袭的区域。受控热切除可以用来破坏异常细胞并且提供一种可控地拉紧瓣膜的手段。用于治疗巴雷特食管的常规方法包括外科手术、低频电外科手术、光力学疗法和氩激光凝结。通常称为GERD或者酸回流的胃食管回流疾病是其中胃的液体内容物回涌(回退或者回流)到食管中的疾病。该液体可能使食管的衬层发炎或者破坏。回流液体通常包含由胃产生的酸和胃蛋白酶。胃蛋白酶是开始在胃中消化蛋白质的酶。回流液体还可以包含已经从十二指肠退回到胃中的胆汁。酸被认为是回流液体的最有害成份。胃蛋白酶和胆汁也可能损伤食管。GERD是一种慢性疾病。一旦它开始，它通常是终生的。如果对食管的衬层有损伤(食管炎)，则这也是一种慢性疾病。另外，在已经通过治疗来治愈食管并且停止治疗之后，损伤会在数月内在大多数患者中巻土重来。因此一旦开始针对GERD的治疗，通常在一些患者中将需要间歇地但是不确定地继续治疗。在多数正常的人中都会出现胃液内容物向食管的回流。在患有GERD的患者中，回流的液体更经常包含酸，并且酸在食管中保持更久。通常的情况是，身体具有用以自我保护免受回流和酸的有害影响的机制.例如，多数回流在人直立时的白天时间出现。回流的液体在直立位置由于重力影响而更可能向下流回到胃中。此外，当人清醒时，他们无论是否有回流都反复g咽。每次吞咽都将任何回流的液^送回到胃中。最后，口中的唾腺产生包含重碳酸盐的唾液。随着每次吞咽，包含重碳酸盐的唾液沿着食管向下行进。重碳酸盐中和了在重力和吞咽已经去除多数液体之后保持在食管中的少量酸。重力、吞咽和唾、M用于食管的重务床护机制，但是它们仅当人在直立位置时才有效。在休眠之时的夜间，重量没有效果、吞咽停止而唾液的分泌减少。因此，在夜间出现的回流更可能造成酸在食管中保持更久并且对食管造成更大破坏。仅在美国就有1400万患者饱受GERD之苦。低频射频(即频率范围为100kHz到10MHz的辐射)已经用来治疗GERD。经由内窥镜插入治疗探针穿过口腔，并且使气球膨胀以打开多个接线。低频P艮制了切除的控制和速度，并且由于接线数目限于六个左右的事实而难以实现受控热破坏的均匀性。在诸如此类的系统中产生由热量诱发的胶原质收缩。
发明内容本发明寻求通过提供一种新的治疗设备和方法来緩解与食管的治疗关联的问题。本发明提出使用微波辐射以在食管的内部周围造成可以用以防止酸回流的受控热破坏.在本说明书中通篇地使用"微波"以定义从5GHz到60GHz的频率范围。在实践中，优选用于在本发明中使用的频率范围在14GHz与15GHz之间。在下述特定实施例中，使用单个频率14.56112。虽然这里描述的优选用途涉及食管，但是该设备可以适合于空心管病理领域中的普通治疗。广而言之，本发明的一个方面提供了一种可插入于食管(或者其它适当通路)中的探针天线，其中它可部署成在待治疗的食管壁组织的区域之上向外放射基本上均匀的辐射场。这样的布置优选地被成形为有助于在食管的周边周围区域中组织的均匀治疗.因此，根据本发明，可以提供一种探针，该探针具有其中它可插入到食管中的ii^配置和其中它可操作用以利用微波辐射来治疗食管壁组织区的治疗配置，该探针具有衬底；在衬底上的一个或者多个辐射元件；馈送结构，其布置成向一个或者多个辐射元件摘_供能量，由此4吏一个或者多个辐射元件放射微波辐射；以及部署装置，其布置成将挥:针从进入配置变换成治疗配置，其中，在治疗配置中，一个或者多个辐射元件被布置成在与待治疗的食管壁组织区对应的区域之上向外辐射基本上均匀的能量密度，以产生所述壁组织的均匀受控切除区。本发明中使用的微波辐射频率优选地被选择成使探针与食管壁之间的主导能量传送机制能够是辐射(即优选地使传导最少)。辐射穿透到组织中的深度影响受控热破坏的程度。对于食管壁治疗，组织坏死(热破坏)的穿透深度优选为小于5mm并且更优选地在lmm与2mm之间。食管在物理上包括厚度为0.5mm与0.8mm之间的表面外层和厚度约为0.3mm的肌肉层，尤其是在探针的辐射表面与治疗组织的表面之间存在有损耗的材料时将是这种情况。例如，界面可以填充有空气、体液或者盐水。在治疗配置中，辐射元件优选地与待治疗的组织接触或者紧密邻近(例如lmm或者更少)。大于lmm的距离可能意味着由辐射元件递送的能量降低过多以至于无法在治疗中使用。优选地，微波辐射频率被选择成提供期望的穿透深度。为了在食管中使用，使用频率在14GHz与15GHz之间的微波辐射。更优选地，使用频率为14.5GHz的微波辐射。具有这个频率的微波辐射的穿透深度(定义为辐射功率1组织中减少至初始递送功率的i/e(约37%)时的距离)对于食管而言为1.7mm。使用在"AnInternetresourceforthecalculationoftheDielectricPropertiesofBodyTissuesinthefrequencyrangelOHz-lOOGHz"IFAC-CNR,Florence，Italy,1997-2002(athttp:〃niremf,ifac.ciir,it/tissDrop)中给出的模型和数据来计算这个值。使用高频微波能量的进一步的优点在于，即使当也需要传导以产生期望水平的热破坏时，仍然可以将治疗时间保持较短，因为递送的功率随频率而增加，并且探针可以被布置成将源的阻抗与负栽(待治疗的组织)的阻抗匹配。优选地，衬底包括接地导体，其中馈送结构被布置成将交变电流(AC)功率提供到一个或者多个辐射元件和接地导体。接地导体优选地例如通过其间的电介质材料层来与辐射元件分离。接地导体也可以在与辐射元件相同的平面上，布置成提供共面波导天线，由此辐射线处在均在同一表面上的接地导体与信号导体之间。馈送结构可以包括布置成将能量提供到辐射元件的同轴线缆。能量优选地通过馈送结构作为交变电流(AC)提供到辐射元件和接地导体。优选地，馈送结构包括用于通过衬底将功率运送到辐射元件的传输线。优选地，传输线被屏蔽以防止辐射耦合到食管壁中或者使该辐射最小。例如，它们可以位于从辐射元件径向向内定位的平面中，以防止来自传输线的辐射耦合到食管壁中。传输线可以通过电介质材料层来与辐射元件分离。可以提供通过电介质材料层的电磁耦合以将馈送结构链接到辐射元件。因此，衬底可以包括分层结构，该结构包括内(下)信号导体如馈线、将内导体与接地导体分离的第一电介质层和将馈线与外(上)导体(例如贴片天线)分离的第二电介质层。第一和第二电^^质层可以由相同或者不同材料形成，例如笫一电介质层可以是电容率低的Duroid材料，而第二电介质层可以是电容率高的层压板。材料的具体例子包括Rogers高频电路材料，例如R03003TM(sr=3)和R03010TM(sr=10.2)。优选地，辐射元件与馈线之间的层厚度尽可能薄，以便将最大能量耦合到辐射天线贴片中。也可以优选辐射贴片与馈线之间电介质材料的相对电容率高于接地平面与馈线之间材料的相对电容率，以便使场集中。衬底优选地在所关心的频率下表现^^耗特征，以保证微波能量在衬底材料中没有损耗并且衬底材料没有变得过热。可以通过作为耗散能量与存储能量之比的性质正切沐描述衬底损耗。例如，低损耗材料可以在所关心的频率下表现小于0.0001的正切&辐射元件可以形成于衬底中的电介质材料层中或者该层上或者附接到该层。优选地，各辐射元件包括装配于电介质材料层上的传导天线贴片。因此，衬底可以包括分离两个导体如内导体和外导体的例如低损耗柔性微波电^h质材料层。外导体可以适合于制作贴片天线阵列。因此，本发明优选地通过馈送结构提供超高频(SHF)微波辐射(一般定义为3GHz到15GHz这一范围)以向多个辐射贴片天线提供能量。优选地，相邻天线贴片相互紧密邻近以提供均匀场，从而有助于在食管的周边周围的均匀组织加热效果。就这一点而言，各天线贴片的最大;c^(长度或者宽度)优选为加栽波长(人L)的一半，其中加栽波长是衬底材料的相对电容率、生物组织的相对电容率和操作频率的函数。优选地，相邻天线贴片的中心相互间距一个k。这有助于保证放射的场在探针与待治疗的周围组织之间基本上均匀。优选地，所选频率和组织/电介质加栽使贴片尺寸能够小到足以产生均匀组织切除或者热破坏。因此，可以选择并且在适当时根据特定使用境况来调节辐射频率和探针(整个馈送装置)的阻抗，从而在辐射到组织中的穿透深度内出现均匀场.可以使用有限元分析程序如ComputerSimulationTechnology(CST)对用于给定配置的能量分布进行建模，其中电场被分成若干有P艮元。馈送结构的阻抗取决于它的几何形状。例如，如果使用馈送宽度为w而衬底(电介质屏蔽)高度为h并JUf目对电容率为6r的微带线，则用于窄带(w/h<3.3)的阻抗(Z。)给定如下<formula>formulaseeoriginaldocumentpage10</formula>而对于宽带(w/h>3.3)则给定如下:<formula>formulaseeoriginaldocumentpage11</formula>另一方面，如果馈线为同轴线缆，则阻抗给定如下/《,"，其中a是内导体的外径，而b是外导体的内径。优选地，馈送结构被布置成使相邻传导贴片放射的电磁场相互正交。因此，相邻贴片优选地沿着相互正交的边辐射。这有助于在整个治疗表面区之上的均匀场效果。可以通过改变馈送结构与相邻传导贴片之间的连接点位置来造成正交电磁场。在优选的布置中，衬底包括柔性片。例如，衬底可以包括具有由电介质层分离的上传导层和下传导层的层压片。上层可以不连续，亦即它可以包括多个分立的传导贴片。可以组合这种类型的材料的两个或者更多片(在电^h质片的一侧或者两侧上有传导表面)，以形成上述分层结构。具有由液晶聚合物形成的电介质层的此类结构是已知的，例如由Rogers公司制造的"R/flex"电路材料。以这种方式形成于片上的柔性贴片天线结构可以巻成适合于插入食管(或者其它自然孔)的小直径管。因此，在它的表面之一上形成贴片天线的片可以在它巻成管时形成那些天线的管状阵列。可以优选使金属化在两侧上非连续，亦即接地平面可以不连续，以允许增强柔韧性。馈送结构可以用各种方式布置成将功率提供到辐射元件(例如贴片天线)。例如，管状阵列可以包括沿着传输线串联连接的多个辐射元件。这种类型的构造可以称为"泄漏馈送器"，该馈送器可以最简单地包括屏蔽的传输线，该屏蔽的传输线例如通过沿着它的长度的各点处的缝隙等暴露。各暴露点因此对应于辐射元件。优选的是各辐射元件仅辐射由传输线运送的总功率的小部分，并且各元件辐射相同数量的能量，以保证沿着线长度的均匀场强度。各辐射元件的阻抗优选地低于传输线的特征阻抗。相邻元件的尺寸可以沿着线逐渐地变化，以##由来自在先辐射元件的辐射引起的功率损耗。替换地或者除此之外，管状阵列包括通过传输线来并联连接的多个辐射元件。在这种情况下，优选的是各辐射元件与它连接到的传输线的阻抗匹配，以保证辐射元件提供具有均匀强度的场。匹配条件防止出现入射能量的反射。可以通过使四分之一波变换器位于各辐射元件与它的传输线之间的接头处来匹配阻抗。四分之一波变换器可以包括具有以下长度的预定阻抗的传输线其中4为加栽波长.加载波长通常是操作频率、衬底材料的相对电容率和生物组织的相对电容率(当辐射元件与该组织接触时)的函数。例如当所有传输线具有共同阻抗值时可以利用这一点。当传输线的阻抗变化时，四分之一波变换器可以包括具有如下阻抗的长度为k/4的传输线，所述阻抗例如通过计算来选择成实现待连接的结构之间的阻抗匹配。这个理论是常规的，例如Gang等A^E"MicrostripAntennaDesignHandbook"(ArtechHouse于2001年出版)的笫12章中有描述。馈送结构可以包括电珞換头的M串，各电#头包括单个传输线到两个或者多个支路的分路，并且其中^串的各支路端接于辐射元件(例如贴片天线)中.优选地，在各电路接头处提供例如由四分之一波变换器提供的阻抗匹配。例如，如果50n的馈线被分路成各自具有14Q阻抗的七个并行传导贴片，则总输出阻抗为14/7=2Q，因而四分之一变换器需要以下阻抗^歸—VH。"(50x2)=、'100"0D,优选地，探针包括衬底上的至少5个辐射元件。辐射元件的数目越大，越可能出现均匀热破坏。探针因此可以提供适合(有用)尺寸的有源(辐射)区，以便同时使用均匀的辐射来辐射整个治疗区。辐射元件可以接触待治疗的组织。然而，由于主要能量传送机制优选为辐射(亦即由传导引起的能量传送可期望地被最小化)，所以优选地，辐射元件具有生物兼容的涂层。更优选地，辐射贴片天线阵列和返回导体(内或者下导体)(即接地导体)由具有生物兼容性的材料覆盖.这可以通过将例如帕利灵C的保形涂层涂敷到衬底来实现。优选涂敷小于lOOpm的涂层并且更优选涂敷厚度约为lOjim的涂层，从而具有生物兼容性的层对于微波能量而言为透明。可以用共面波导的形式提供一个或者多个辐射元件。这里，接地导体和一个或者多个辐射元件在村底的同一侧上。例如，传导带(例如由金属制成)可以形成于衬底的一侧上并且连接到馈送结构以接收驱动信号.传导带可以在两侧上由接地传导带包围，该接地传导带将会以准TEM模式进行传输。这种结构较常规共面结构而言的优点在于少得多的场t、衬底。而且，该结构的开放性导致大量辐射在中心带与相邻接地导体之间传输。尽管这通常是以将尽可能多的功率从源发送到匹配负载为目的的常规传输线所不希望的特征，但是这个特征是本发明非常希望的，由此希望尽可能多的辐射iiA生物组织。这个结构的进一步优点在于，在衬底的下侧无需接地平面，这意味着结构可以更柔韧。在上述共面波导布置中，相对电容率最高的材料(衬底或者食管)应当为主导，亦即最高场(能量)将会在相对电容率最大的材料内。衬底可以包括可v^J^配置径向地展开成治疗配置的管状部分，一个或者多个辐射元件处在管状部分上，从而在治疗配置中使用时它们与待治疗的食管壁组织区紧密邻近或者接触。优选地，管状部分是可膨胀外科手术气球。例如，可以利用水填充的气球，其中微波馈送结构与用来泵送水的通道组合。外科手术气球可以是常规类型，例如由尼龙、PVC、PET或者聚氨酯制成。辐射元件可以形成(例如附接或者沉积)于气球表面上。替换地或者除此之外，气球表面可以是或者包括成形为产生辐射元件的箔层。优选地，气球可从其中它的直径为12mm或者更小(例如约O.Smm)的i^配置膨胀成其中它的直径尺寸适合于治疗空心管(例如食管)的治疗配置。例如，气球可以膨胀至直径高达50mm、优选地高达20mm。空气可以用来使气球膨胀，但是水是优选的，因为需要更少压力用于膨胀，并且在气球受破坏的情况下对患者的伤害风险更少。可以使用具有压力计的注射器用水或者空气填充气球，并且这种布置可以用来使气球膨胀和缩小。上文限定的开缝天线结构("泄漏馈送器")、共面波导或者传导贴片天线结构中的任何一个都可以制作到气球的表面上以充当辐射元件。例如，气球(例如电介质衬底)可以具有在它的内表面上的传导(例如金属)接地层和在它的外表面上的传导贴片。在外表面上的传导贴片可以涂覆有具有生物兼容性的材料。一个或者多个辐射元件可以处在气球的内表面上，这回避了对具有生物兼容性的附加层或者对于具有生物兼容性的传导材料(例如医用不锈钢)的需要。气球可以具有两层内电介质材料层和外金属箔层。可以通过去除外金属箔层的部分来制作开缝天线。通常外科手术气球通过管被馈送以膨胀介质(例如空气或者水)。在本发明的a中，发明人提出采用馈送管，从而它可以同时执行用于辐射元件的馈送结构的功能。例如，馈送管可以通过在它的内表面和它的外表面上提供传导层来布置为同轴线缆。优选地，适Si馈送管的末端，从而馈送结构与辐射元件进行阻抗匹配。例如，馈送管的末端可以布置为如上文《2n—i》入l说明的四分之一波变换器(例如具有~~^"""的长度)。可以在同轴馈送管的近端和远端中的一端或者两端提供阻抗匹配变换器。这由于如下事实而可能是有利的标准供水管道可以与管壁上的金属化涂层一起用来形成微波同轴线缆。也可以有利地选择提供最低功率损耗的阻抗。也可以使阻抗变换器仅处在近端并且选择特征阻抗，从而无需同轴馈送与一个或者多个辐射^4f之间的远端处的阻抗匹配。在另一个布置中，馈送结构可以包括端接于柔性贴片元件(下文称为"桨叶")的半刚性线缆(馈送线缆)。辐射元件可以制作或者装配于桨叶上。它们可以是如上所述的"泄漏馈送器，，或者传导贴片阵列。优选地，桨叶可相对于馈送线缆从适合于例如插入到食管中的对准位置移动到其中辐射元件被带到适合于治疗的位置的横向位置。例如，桨叶可以包括伸长构件，该构件在对准位置处基本上平行于馈送线缆，但是在横向位置处与馈送线缆成一定角度(例如高达90°)。在这种情况下的部署装置被布置成将桨叶从对准位置传送到横向位置。部署装置可以包括控制(M)接线，该接线的一端例如附接到桨叶的远端，而另一端可从食管突出以接近于用户。镍钬诺接线可以用来打开和闭合桨叶结构。在特定实施例中，辐射桨叶可以附接到镍钬诺接线，并且镍钬诺接线用作记住体内所需形状的记忆元件。多个桨叶可以在上述辐射气球结构内用来保证各辐射元件沿着元件的长度产生均匀辐射，以造成均匀热破坏。辐射元件可以包括一个或者多个单极。例如，可以例如在上述桨叶的远端提供单极，以在食管内提供用户可定向的微波场。替换地，馈送线缆可以端接于多个单极中。优选地，多个单极由独立长度的同轴线缆形成。在进入配置中，这些长度的同轴线缆优选地与馈送线缆基本上对准。优选地，单极被布置成打开成圓周阵列以便治疗食管壁。换而言之，同轴线缆的长度在治疗配置中与馈送线缆成一定角度。单极可以布置于部分或者全部周边周围。优选地，单极的远端被圆化以防止对组织的破坏。本发明解决的另一个问题在于如何接近治疗区。希望避免开放式外科手术。因此优选将本发明的探针随着或者作为内窥镜的部分而插入。例如，上述柔性贴片天线阵列可以装配到柔性(或者半柔性)同轴馈送线缆上，以便通过内窥管(或者仪器通道)插入到食管中。单极或者桨叶布置的对准位置同样适合于允许插入穿过食管。优选地，探针具有适合于将探针定位于治疗位置的进入配置以及用于/闭合机构。例如，在进入配置中，探针可以插入通过食管。探针优选地具有适合于沿着咽喉(例如经由口或者鼻)插入到食管中的直径。优选地，该直径小于5mm;更优选地小于3mm。为了配合于内窥管内，该直径优选为2.8111111或者更小，以使得能够使用标准内窺镜。如上文提到的那样,探针可以附接于布置成向探针的馈送结构提供功率的柔性半刚性馈送线缆(优选为同轴线缆)的一端，馈送线缆优选地被配置成适合于通过内窺管插入。因此，它的直径优选地小于3mm、更优选地范围为2.2mm到2.8mm，以便小到足以配合于常规内窺镜内而又大到足以将必需功率运送到探针，同时沿着线缆的功率损耗数量最小。馈送线缆优选地长度为0.5m到1.5m。探针优选地在进入配置与治疗配置之间可控地可切换。衬底优选地可从tV配置径向地展开成治疗配置，从而当在治疗配置中使用时，多个辐射元件被带到与食管壁紧密邻近或者接触。这可以提高治疗的有效性，因为场一般在更接近辐射元件处更均匀。可以使用上述柔性管(包括巻片)来实现径向可展开衬底。柔性管可以装配于例如附接于半刚性馈送线缆的栽体杆上，柔性管在它的表面中具有轴向缝隙，这些缝隙在其间限定在管的端部朝着彼此轴向地移动时可径向地向外移动的衬底带。探针因此可以具有类似于中国灯笼的外观，由此将柔性管的轴向端部朝着彼此移动造成链接它们的单独带向外亂限。辐射元件优选地位于带的中间，从而它们处于径向地延伸最多的点。优选地，打开/闭合机构包括配置成将衬底管的轴向端相对于彼此移动的轴向可移动控制部分。该机构因此可以控制中国灯笼结构的打开和闭合。打开/闭合机构可以例如装配于载体管上或者半刚性馈送线缆上。在替换的布置中，柔性管可以装配于一个或者多个径向可延伸构件之上的栽体杆上，这些构件被布置成将管从i^配置中的收缩状态推动到治疗配置中的展开状态。柔性管可以具有更可能折皱或者折叠的限定区，例如疲软线。疲软线可以被布置成针对收缩状态下的柔性管提供均匀(例如对称)折叠配置。柔性管可弹性地展开。径向可延伸构件可以是附接到栽体杆的弹簧，而打开/闭合机构可以包括附接到弹簧的轴向可移动控制部分，该部分被布置成控制弹簧背离载M延伸的径向距离。弹簧因此可以与收缩柔性管相抵可控地向外推动，以使它移动到它的展开状态。柔性管优选地偏置成它的收缩状态，从而当弹簧缩回时柔性管返回到它的收缩状态。进一步的布置可以包括多个套筒(优选为两个)和拉线或者弦。拉线优选地被布置成相对于馈送线缆来移动套筒。优选地，它们同轴地装配于该线缆上。可以在附接到栽体杆并且通过套筒可张紧的径向可延伸的弹簧上提供贴片天线。因此，当探针在进入配置中时，弹簧可以通过第一套筒来张紧，当在治疗位置时，第一套筒可以通过拉线相对于载体杆来移动以释放弹簧，从而辐射元件(贴片天线)移动到治疗配置。在治疗之后，第二套筒可以相对于栽体杆来移动以再次张紧弹簧以便允许移开探针。套筒优选地将弹簧张紧成具有比它们在治疗配置中时更小的径向伸展。这些套筒优选地由非金属材料制成。辐射元件装配于其上的弹簧优选地由镍钬诺制成。拉线也可以由非金属材料制成并且可以位于沿着馈送线缆来铺设的另一个套筒内。这可以防止松扭线造成问题。用于可控地打开和和闭合探针的^提供本发明的另一个独立方面。因而，该方面可以提供一种用于径向地展开柔性管状衬底的装置，该衬底附接到径向延伸杆并且具有装配于它的外表面上的天线贴片阵列，其中该装置包括:装配于杆上的驱动装置；以及轴向可移动地装配于杆上的套筒，该套筒通过驱动装置可沿着杆移动以造成管状阵列的径向展开。优选地，驱动装置包括杆周围的接线线團以及用于将电流运送到线團的电源。线闺中的电流产生磁场，该磁场优选地用来造成打开管状阵列所需的轴向移动。例如，线围可以按照与套筒重叠的关系装配于固定到杆的壳上，由此套筒可通过由于在电流流过线團时产生的磁场所造成的力来移动。优选地，套筒位于线围与杆之间并且具有比杆更高的相对电容率(&)。在这种情况下，套筒充当磁通倍增器；该倍增器上的磁场与杆相比而言的不同效应造成它沿着杆移动。套筒可以由任何材料制成，只要它具有比杆更高的ILlr。可以使用钢。替换地，线围可以制作到柔性印刷电路板(PCB)即如下电路板上，该电路板具有柔性并且优选为薄的衬底。这可以使装置的厚度能够小于常规接线线團。它也可以允许增加绕组密度。可以通过将一连串并行线制作到衬底表面上来构造PCB线團，各线与它的邻近线偏移一个线宽。线然后可以例如通过焊接或者通过传导机械装置来电M在一起，以形成连续线围或者螺线管绕组。优选地，该装置可插入通过食管。如上文说明的那样，这在常规术语中意味着它优选地具有2.8mm的最大外径。优选地，该装置包括布置成例如在柔性衬底偏置成收缩(*^开)状态的情况下使柔性衬底径向展开的引导装置。引导装置可以包括耦合到套筒并且布置成在套筒沿着杆在第一方向上移动时向外径向地延伸以便造成柔性衬底展开的径向可延伸元件。径向可延伸元件可以是附接到杆并且沿着杆延伸的板簧，从而套筒在第一方向上的移动允许弹簧背离杆径向地延伸，而套筒在与第一方向相反的方向上的移动朝着杆回拉弹簧。一种使用镍钬诺接线以控制弹簧的布置也是可能的。替换地，可以提供人工打开/闭合机构。例如，第二杆可以在承载辐射元件的杆一旁插入到食管中。第二杆可以具有附接到辐射元件的远端，从而它们可以在第二杆相对于承载杆移动时被带到治疗配置。整个治疗设^l^l:供了本发明的进一步的方面，才艮据这个方面，提供了一种用于切除食管壁组织的设备，该设备包括具有稳定输出频率的可控微波辐射源；连接到微波辐射源的探针，该探针具有适合于插入到食管中并且布置成^:射微波辐射场的天线布置(例如如上所述)；以及控制器，其布置成控制由微波辐射向待治疗的组织递送的能量数量。该设备因此优选地被布置成将可控微波能量供应递送到探针，以侵放射稳定(均匀)辐射场以治疗食管壁。探针优选为根据上文阐述的第一方面所述的探针。换而言之，该探针优选地可插入到食管中并且成形为放射微波辐射场，该微波辐射场穿透食管壁以使得能够产生受控热破坏区。优选地，控制器包括布置成生成向食管壁递送的目标能量剂量(随时间而递送的功率总量)的控制单元。目标能量剂量可以加以选择以造成对食管壁表面层的热破坏。优选地，目标能量剂量被选择成造成对食管壁的切除或者受控热破坏。换而言之，可以通过选择目标能量剂量来递送不同类型的治疗。另外，一S^殳置剂量，就可以例如通过选择用以递送剂量的能量脉冲的特定配置来进一步细化治疗类型。例如，为了进行"食管回流，，治疗，控制单元可以选择或者计算目标能量剂量和用以递送该剂量的预编程脉沖串。控制单元可以在生成目标能量剂量时将不同因素如食管直径、食管壁结构(可以视年龄、生活方式等而定)纳入考虑之中。优选地，控制器被布置成保证目标能量剂量递送到食管壁。优选地，控制器包括用于检测向探针提供的微波辐射功率电平的检测器，检测的功率电平用来计算向食管壁递送的能量数量。检测器可以包括用于检测从微波辐射源递送到探针的功率的正向定向耦合器。另夕卜，检测器可以包括用于检测通过探针从食管壁往回反射的功率的反向定向耦合器。向食管壁递送的功率因此可以对应于向探针供应的正向辐射与在反向定向耦合器检测的>^射辐射之差。控制器因此优选地布置成计算向食管壁递送的功率以便保证递送目标能量剂量。正向与反射功率之差通常称为递送到目标组织中的"净"功率。控制器也优选地被布置成保证输出功率电平在指定误差限制内遵循所需功率电平，以补偿例如归因于温度变化的输出功率漂移。控制器也可以被布置成测量故障状态(例如功率线缆断开、天线(探针)断开、线缆断裂、输出功率超过需求、功率供应变化或者电压干线下降)；标记已经出现误差；并且在必要时例如通过停止功率输出来采取补救行为。第二控制器(或者微处理器)可以用来监视所述故障状态；所述第二控制器常称为"看门狗"。该设备优选地包括连接于微波辐射源与探针之间的功率放大器，该功率放大器被布置成将源的输出功率电平增加至适合于治疗组织的功率电平。微波辐射源可以是递送稳定频率的任一种微波辐射源。优选地，频率包含于称为超高频(SHF)区的电磁频镨区如14-15GHz内。递送的频率稳定，优选为限于几个千赫的带宽(例如10kHz的带宽)。微波源可以根据稳定参考源来导出它的稳定信号，该参考源例如是固定频率的范围例如为l-100MHz、优选为5-50MHz的温度稳定晶体振荡器。优选地，微波源是锁相电介质谐振振荡器(DRO)。通常，来自这样的稳定振荡器的输出功率没有高到足以对食管壁组织造成影响。因此有必要在源与治疗探针之间放大功率。为了准确地确定向待治疗的组织递送的能量电平，控制器优选地仔细控制放大。优选地，控制器包括用于控制向功率放大器的输入^l供的源输出功率电平的功率电平设置器。功率放大器可以具有固定增益(例如50dB)，因而控制(并且优选地在必要时改变)输入功率电平是一种控制功率放大器输出功率电平的方式。功率放大器可以具有可变增益。替换地或者除此之外，可以控制向独立晶体管的功率供应以便改变增益，虽然有对这一技术的可能调整范围的限制。功率电平设置器可以被布置成基于检测的向探针提供的辐射功率电平来确定向功率放大器的输入提供的源输出功率电平。替换地，功率电平设置器可以被布置成通过比较检测的功率电平与根据目标能量剂量导出的目标功率电平来确定向功率放大器的输入提供的源输出功率电平。优选地，功率电平设置器包括用于改变向功率放大器输入的功率电平的信号衰减器。控制器优选地可基于才艮据目标能量剂量计算的目标功率电平与检测的向食管壁递送的辐射功率电平之差来控制信号衰减器的衰减电平。该设备可以包括布置成识别从天线往回接收的反射信号中的某种行为并且响应于识别的行为来实现自动地采取动作的反射功率监视器。信号中的行为可以表明正在治疗的组织的状态。例如，该信号可以表明组织的阻抗未变，这可能意味着递送的功率不足以有效治疗。可以响应于这种识别的行为来自动地或者人工地增加功率电平。在另一个例子中，这种布置可以用来减少或者防止可能在治疗过程中出现的现象或者组织'介歉，。组织'^t，或者'爆裂，被认为是由在能量放射外科手术器械(例如探针)插入到组织中时产生的压力所致。来自器械的压力和能量的组合可能造成从治疗部位去除小块组织。反射功率的行为可以预先表明何时将要出现分散事件。如果响应于相关行为来采取适当动作，则可以防止出现分歉事件。因此，反射功率监视器可以检测由反射辐射检测器检测的反射信号中的签名事件，并且功率电平调节器可以连接于源与天线之间，并且布置成如果监视器检测到签名事件则自动地调节由天线接收的微波辐射信号的功率电平。签名事件可以;L^射信号中的任何可检测行为。例如，它可以A^射功率的某种变化率或者反射功率在某个时间隙或者持续时间内的恒定电平。可以根据反射功率中的行为来导出签名事件，例如反射功率可以用来确定组织的阻抗变化；这些变化可以表明签名事件。如果该布置检测到如下事件，该事件表明天线保持于某处过久(例如检测到表明良好匹配状态的恒定电压)，则可以减少功率以减少或者防止间接破坏。反射功率监视器可以被布置成检测反射信号中的快速电压尖峰。例如，该监视器可以包括布置成测量反射信号的dv/dt(电压随时间的变化)值的微分器。该微分器可以被布置成比较测量值与阈值，其中签名事件是比阈值更高的dv/dt值。这种布置可以用4M^测组织'^t，，发明人已经发现具有急剧上升或者下降的电压尖峰先于该^t。该设备可以在治疗过程中持续地监^L^射功率，而如果检测到签名事件(在阈值以上的dv/dt值)，则功率电平可以被布置成将功率电平立即从第一值减少到第二值。因此，一JgJ见测到已知导致'^t，的签名(信号)，该设备就可以退回(或者减少)功率电平。功率电平的第一值可以比功率电平的第二值大一个或者多个数量级。可以用模拟方式亦即使用分立的运算放大器、信号比较器、电容器和电阻器与MOSFET开关的布置或者使用数字部件如计算机或者DSP单元来实施微分器(例如斜率检测器微分器)。阈值可以被调节以例如使得能够选择对组织^L的敏感度。功率电平调节器可以被布置成在减少功率电平之后的恢复时间段中将功率斜升回到第一值。在实践中，功率可能需要相对快地斜升退回以允许治疗继续，而没有显著的仪器停用时间或者保证患者治疗总时间不过量。为了在肿瘤切除中使用，必须保证达到组织内的临界温度以便保证已经完全地破坏所有癌组织/细胞。恢复时间段因此可以是100ms或者更少。反射辐射检测器可以被选择成对反射信号的变化敏感，所述变化代表了受监视的行为。因此，如果使用二极管检测器，该二极管检测器例如连接到连接在源与天线之间的定向耦合器的耦合端口，则它的上升/下降时间可以被选择以捕捉签名事件。例如，检测器可以是上升/下降时间为lps或者更少的二极管检测器，该二极管检测器用以捕捉可以与表现10ms上升/下降时间的组织^t事件关联的电压尖峰。在一个实施例中，可以使用具有很快脉冲响应的基于隧道二极管的检测器，例如来自AdvancedControlSystems的产品号ACTP1505N。功率电平调节器可以包括连接于源与天线之间的阻抗调节器。阻抗调节器也可以使用于阻抗匹配布置中，其中检测器可以被布置成检测反射信号的振幅和相位，并且阻抗调节器可以具有基于检测的振幅和相位而可控制的可调复阻抗。在这个布置中，阻抗调节器因此可以被布置成将"i殳备的阻抗与负栽(組织)的阻抗匹配以实现高效功率传送。阻抗匹配可以是动态的，例如可以实时自动地义生调节。当监视器检测到签名事件时，对该签名事件的响应可以不考虑阻抗匹配。反射功率监视器也可以被布置成提供用户信息，以例如在治疗过程中指导外科手术。例如，监视器可以被布置成在检测到签名事件时放射可听或者可视信号。可听或者可视信号可以代表检测的事件。可听信号可以是声音或者数字合成语音范围中的任何信号。优选地，功率隔离装置连接于探针与功率放大器之间，以保护放大器免受从组织处的阻抗失配通过探针往回反射的高辐射电平。优选地，功率隔离装置具有隔离值，该隔离值被选择成保护放大器免受由于预定范围的率。"优选地,控制器包括用于在微波辐射信号供应到待治疗的组织之前适配该信号的调制器。优选地，该调制器被布置成适配微波辐射源的输出信号。更优选地，在放大之前发生调制。优选地对信号进行调制以改进向待治疗的组织的能量传送。优选地，调制器被布置成产生向探针4^供的脉冲信号。脉冲信号可以允许在更短时间段内施加更高功率电平以实现预定能量剂量。这种方式的脉冲是有效的，其中>^^针到待治疗的组织的能量传送的期望形式为辐射。因此可以緩解与传导关联的不利影响，比如探针及其馈送线缆的传导加热。调制器可以是PIN二极管开关，因此，该设备可以被布置成使用稳定源振荡器(例如具有14.5GHz下的少于10kHz的频率稳定性)、具有击穿保护(以防止开关频率分量逃逸到放大器或者微波源)的PIN二极管吸收开关调制器、PIN二极管吸收衰减器(功率电平设置器)、固态放大器排列(例如前置放大器和主功率放大器)以及用以测量正向和^Jlt功率电平的定向耦合器来递送剂量受控可编程的能量。控制器可以包括用于操作上述微波部件的第一微处理器以及(可选地包括)用于监视故障状态亦即第一微处理器的故障或者供电线路故障的第二微处理器。可通,^f关来控制通过系统到患者中的能量流动。脚踏开关可以是简单通/断(常开(NO)或者常闭(NC))型。优选地，直流隔离路径电路被包括以保证在发生器与用户/操作员之间不存在直^US^。上述设备可以实现在脉沖或者连续模式的^Mt中对递送的功率电平进行细Wt确控制。在脉冲模式的操作中，选择占空比以提供最佳组织效果。脉冲模式实现在短时间段内维持高脉冲功率电平，例如可以在连续模式操作中按50w来操作的治疗结构可以在短的持续时间(例如占空比为1:10的50ms)内按200W来操作。这种操作在能量传送机制为辐射时赋予显著优点。这种操作形式也赋予治疗时间极快的优点，并且消除了与治疗天线^针、柔性半刚性线缆馈送组件和柔性同轴线缆组件的传导加热关联的问题。控制器也可以发送具有预选脉冲振幅和宽度的脉冲串(例如宽度为10ms、占空比为50%和振幅为10W的10个脉冲，继之以宽度为2ms、占空比为20%和振幅为40W的20个脉沖)。这样的脉沖序列可以被选择用于治疗，并且特别地适合于治疗某种疾病。还可以使用微处理器以生成诸如方形、斜波、三角形、正弦等各种脉冲形状。优选地，控制器被布置成监视微波辐射源以防止4m信号到达探针。例如，控制器可以检查递送的辐射频率没有偏离超出与固定频率关联的预定带宽。可以优选使用第二微处理器以监视这个功能。优选地，在探针与设备的其余部分之间有隔离屏障，该隔离屏障被布置成防止直流电流流过探针ii^患者。在优选的实施例中，该i殳M选地包括稳定频率源、具有直流和低频击穿抑制的脉沖调制器、宽范围数字受控衰减器、具有反射功率电平保护和直流系统到用户的隔离屏障的前置放大器和功率放大器、正向和反射功率监视器和检测器、柔性同轴线缆组件、柔性半刚性线缆組件(适合于插入到食管中)以及探针，该探针包括制作到柔性衬底材料上的贴片天线阵列；在食管内打开和闭合所述贴片天线阵列的装置；微处理器，用于控制微波辐射产生部件；以及通/断脚踏开关电路，用于操作在系统与外部脚踏开关线缆之间具有隔离直流屏障的设备。因此，尽管上述讨论涉及本发明在治疗食管中的用途，但是本发明还可以涉及一种治疗系统，该系统使用探针上的一个或者多个辐射天线元件，以在落入电磁频谱的超高频(SHF)区内的频率下产生受控微波辐射，以实现对人体或者动物体内形成空心管结构的各种其它組织结构的受控切除或受控组织破坏或者受控或者热破坏。然而，本发明与如下治疗系统特别地有关，该治疗系统具有从柔性半刚性同轴馈送来馈送并且有空隙地插入到食管中以例如治疗胃病的多贴片天线探针结构。因此，在另一个方面中，提供了一种利用微波辐射来治疗食管壁组织的方法，该方法包括在食管中插入具有管状天线布置的探针；将具有稳定输出频率的微波辐射源连接到探针，由此管状天线布置;at射圃周微波辐射场；控制由微波辐射向待治疗的组织递送的能量数量。优选地，放射的辐射场具有穿透食管壁的基本上均匀的能量密度。这样的布置合乎需要地沿着食管壁造成基本上均匀的损伤，这有益于治疗。如上文讨论的那样，优选地向食管壁递送目标能量剂量。目标能量剂量优选地被选择成造成食管壁的切除。这样的方法可以通用于空心管病理领域中。现在参照以下附图描述本发明的例子图l是作为本发明实施例的用于切除食管壁组织的设备的示意框图2描绘了食管在人体中的位置；图3是图1中所示设备的更具体框图3A示意地图示了将功率递送到组织的部件排列；图3B是探针配置的放大图示；图4图示了作为本发明实施例的用于探针的平面贴片天线阵列；图5示出了巻筒配置的图4的贴片天线阵列；图6图示了作为本发明实施例的用于将功率递送到探针中的1维贴片天线阵列的并行馈送结构；图7图示了作为本发明实施例的用于将功率递送到探针中的2维贴片天线阵列的并行馈送结构；图8图示了作为^^发明实施例的用于将功率递送到探针中的2维贴片天线阵列的串行馈送结构；图9示出了巻筒配置的图8的贴片天线阵列；图IO示出了辐射贴片的横截面，其中馈线电磁耦合到辐射贴片；图11A和11B示出了作为本发明实施例的用于在探针中使用的开缝线天线(另一个1维贴片天线阵列)；阵列产生的辐射场强的计算机仿真结果；图13示出了插入到食管中的^配置下的探针的示意图14示出了食管内部的治疗配置下的^4f的示意图15示出了用于图13和图14中所示探针的打开/闭合机构的侧视图16示出了作为本发明实施例的用于打开图13和图14中所示探针的装置的示意图17A和17B分别示出了作为本发明实施例的收缩和展开的探针的横截面图18示出了作为本发明另一个实施例的用于探针的平面天线阵列，该阵列具有与中国灯笼相似的切口；图19示出了巻筒i^配置下的图18的天线阵列；图20示出了与中国灯笼相似的巻筒治疗配置下的图18的天线阵列；图21示出了在食管内以中国灯笼的形式张开的具有图18的天线阵列的探针的示意图22示出了作为本发明另一个实施例的微带探针配置；图23示出了根据本发明的另一个微带探针的具体尺度；图24示出了作为本发明又一个实施例的在外科手术气球上形成的探针；图25示意地图示了图24的^#的阻抗匹配状态；图26是图24中所示同轴馈送线缆的横截面图27是图24中所示四分之一波变换器的特写图28A和28B图示了作为本发明又一个实施例的在外科手术气球上形成的另一个探针；图29图示了阻抗匹配变换器在馈送结构中的替代位置；以及图30示出了适合于将功率提供到外科手术气球上的多个缝隙天线的分路馈送结构的实施例。具体实施方式治疗设备首先将参照图l至图3给出整个治疗系统的实施例的概况。图1图示了用于治疗食管壁的设备的基本结构。稳定微波信号由微波源100产生。这个信号由分路器102分路成两份。分路信号的一部分仗良送到监视器U6，该监视器116被配置成检查从稳定源100产生的低电平功率，亦即检查功率电平是否在为有效器械操作而设置的阈值以下，然后餘溪状态将会被标记。监视器116的检查结果被提供到微处理器114，该微处理器114被布置成对设备的操作进行控制，并且如果监视器116检测到向它提供的信号出错，则可以停止治疗。分路信号的另一部分用于治疗。它首先收t送到信号调制器104,该信号调制器104将信号适配成适合于治疗的形状。这可以是例如由脚踏开关控制的矩形脉冲或者连续波能量的序列。信号然后传递通过衰减器106,该衰减器106被布置成将它的功率电平(振幅)调节成适合于放大的电平。微处理器114基于在信号放大之后进行的测量来控制信号调制器104和衰减器106。微处理器114被布置成调节调制器104处的信号调制和衰减器106处的信号衰减，以保证预定量的功率被提供到食管壁。调制器104和衰减器106的位置可互换。在衰减器106之后，信号由放大器108放大成适合于治疗的电平，以例如实现食管壁的受控切除。在放大器108之后，信号经由同轴馈送线缆128和馈送结构124被提供到治疗探针126。探针辐射出微波场，该微波场穿透并且可控地切除食管壁。正向功率耦合器110和反向功率耦合器112位于放大器108与探针126之间，以分别检测向探针递送的功率和通过探针从组织往回反射的功率的一部分。检测的信号被提供到微处理器114，该微处理器114使用它们来计算向食管壁实际递送的功率量。用户控制接口118和显示器120允许用户例如通过指定将向食管壁递送的目标能量剂量来对设备进行编程。微处理器114可以基于来自正向和反向功率耦合器110、112以及用户控制接口118的输入来调节向探针126递送的信号，以符合指定的目标能量剂量。当然，设备除了这种自动化模式之外也可以允许人工施加功率。例如，用户/操作员(例如外科医生)可以设置期望功率并Jb法加功率，直至已经实现期望的热破坏。参照图2，探针126、馈送结构124和馈送线缆128可以经由内窥镜插入穿过鼻或者口134l食管130中，以到达胃132以上的任何位置。一旦就位，用户就可以使用连接到微处理器114的脚踏开关122来接通和关断设备。单元的操作可以认为是在电疗控制之下。图3更具体地示出了图1的设备。这里，微波信号由稳定频率源200提供，该稳定频率源200提供包含在电磁频镨的超高频(SHF)区域内的单个频率下的信号，更加具体地提供14.5GHz(具有限于几个千赫的带宽)下的信号。这里所示的稳定频率源200采用锁相电介质谐振振荡器(DRO)的形式，该DRO包含从中导出微波源200频率稳定性的参考信号；所述参考信号的来源(未示出)可以包括温度稳定晶体振荡器，其在lMHz与100MHz之间的范围内、但是更优选地在10MHz与50MHz之间的范围内的频率下操作.所述稳定晶体振荡器可以用于系统定时功能(因而可以连接到微处理器214)，并且还可以作为振荡器信号用来激励脉冲变换器，该脉冲变换器形成在本发明中用于脚踏开关直流隔离屏障电路258的特定实施例的一部分。也可以使用其它频率源如压控振荡器(VCO)或者耿氏二极管振荡器，但是由于优选的操作频率而优选在本发明中使用DRO。稳定频率源200连接到3dB、0°的功率分路器202的输入端口。分路器202的目的在于将源200产生的功率划分成两个相等比率而不引A^目位改变。来自分路器202的笫一输出连接到第一信号隔离器242的输入，并且来自分路器202的第二输出连接到衰减垫260的输入。衰减器垫206的目的在于限制在向检测器二极管216的输入处入射的信号电平，以防止由过高的信号电平造成的破坏。在实践中，可以无需衰减垫260(即它对于本发明的运转而言不是必不可少的)；它作为预防措施包含于所示实施例中。检测器二极管216的输出被输入到微处理器214，其中信号用来监视频率源200的状态。如果信号表明信号源200运转不当，则微处理器214将标记已经出现错误，并且系统将采取适当动作，亦即会生成错误消息和/或系统将关机。可能适当的是系统显示表明应当咨询服务工程师或者技术员的消息。第一信号隔离器242的目的在于防止造成源200处的频率变化的第一调制击穿阻塞滤波器244的输入处出现的任何失配信号，这例如是由于负载拉动造成的，或者是由于可能对信号源200生成的信号有影响的别的状况造成的。在实践中，如果良好地匹配滤波器244的输入端口，则可以无需隔离器242，但是包括隔离器242作为预防措施。来自第一信号隔离器242的输出连接到第一调制击穿滤波器244的输入，该滤波器的功能在于防止由PIN二极管调制开关204产生的任何快速开关信号内包含的频率分量回到稳定频率源200并且影响它的IMt.第一调制击穿滤波器244的输出连接到所述PIN二极管调制开关204的输入，该调制开关的功能在于调制由稳定频率源200产生的信号以4吏系统能够在脉冲模式下操作，由此可以使用用户控制和显示单元218、220以及微处理器单元和信号调控电路214来修改占空比、脉冲宽度和(如果需要)脉冲形状。去往调制开关204的输入控制信号205来自微处理器单元和信号调控电路214。这个控制信号205可以是晶体管-晶体管逻辑(TTL)电平信号；其它信号格式(例如射^合逻辑(ECL))也是可以的。来自调制开关204的输出连接到第二调制击穿阻塞滤波器246的输入，该第二调制击穿阻塞滤波器246的功能在于防止由PIN二极管调制开关204产生的任何快速开关信号内包含的频率分量ii^到前置放大器207和功率放大器208这些级中，并且防止其例如通it^现输出功率级振荡或由谐波之一造成的信号过度驱动而造成例如信号失真、餘溪的输出功率电平或者对这些单元的破坏，所述谐波包^^在与频率源200生成的信号或者放大器207、208的带宽内的信号的频率相同的频率下发生的开关信号内。击穿阻塞滤波器的实际实施可以简单地是使用矩形波导部件的双同轴至波导适配器，其中低于波导部件的截止频率的频率将被阻塞，因此波导部件充当高通滤波器。在这种布置中，双同轴至波导适配器例如4吏用穿过波导凸缘的四个螺钉来背对背连接。来自第二调制击穿阻塞滤波器246的输出连接到第二信号隔离器248的输入，该信号隔离器的功能在于提供PIN二极管衰减器206与第二调制击穿阻塞滤波器246之间的隔离。为求良好的设计实践而插入第二信号隔离器248，并且事实上可以从设备中省略它而不对微波子组件造成退化或者破坏。来自所述第二隔离器248的输出连接到所述PIN二极管衰减器206，该二极管衰减器206的功能在于通过4吏用由微处理器单元和信号调控电路214产生的输入控制信号209来改变信号衰减的电平而使得系统功率电平能够被控制。可变衰减器控制信号209优选为由在逻辑状态0与1之间切换的多个控制线构成的数字信号。所述控制信号可以是TTL电平信号。PIN二极管衰减器206优选为吸收型衰减器而不^^射型。作为例子，用于衰减器206的可能候选是可从AdvancedControlComponents公司获得的可以在8GHz和18GHz的频率范围之间操作的8位64dB可变数字衰减器(零件号为ACAT-B181)。典型的电路拓朴结构包括由模拟到数字(A-D)转换器驱动的模拟衰减器或者PIN二极管开关位衰减器部件。来自PIN二极管衰减器206的输出被馈送到第三低功率信号隔离器250的输入中，该信号隔离器的功能在于隔离(或者衰减)前置放大器207的输入处出现的任何反射信号，以免其通向PIN二极管衰减器206的输出。同样，为求良好测量而包括这个单元；如果PIN衰减器206与向前置放大器207的输入之间的匹配充分，则可以省略它。来自第三信号隔离器250的输出连接到信号前置放大器207的输入，该信号前置放大器的功能在于将信号放大到对于驱动随后的功率放大器级208的输入而言可接受的电平。前置放大器207可以提供驱动功率放大器208所必须的在10dB与40dB之间的增益。前置放大器207可以呈单个小型微波集成电路(MMIC)、多个MMIC、(一个或者多个)MMIC与分立零件的组合或者多个分立零件的形式。用于在前置放大器中使用的优选器件技术是砷化镓(GaAs)技术，虽然有可以提供可行替代技术的其它新兴技术，例如氮化镓(GaNi)或者高电子迁移率晶体管(HEMT)。来自前置放大器207的输出将输入馈送到功率放大器208，该功率放大器的功能在于将信号提高至用于造成组织切除或者干燥或者用于对食管(或者感兴趣的其它生物组织)产生受控热破坏的电平。用于功率放大器208的优选架构使用多个GaAs功率器件，其通过使用微带或者波导功率组合器而组合。作为可能的功率放大器级208的设计例子，可以使用三个微带功率组合器来组合来自Eudyna(零件号FLM1314-12F)的四个12W的内部匹配高功率GaAs零件;假设通过所述组合器的损耗限于8W，可以在功率放大器级208的输出处获得40W的微波功率。作为用于前置放大器207和功率放大器208组合的功率分配的例子，如果假设输入到前置放大器207的功率是OdBm(lmW)，并且产生40dB总增益的两个MMIC用于该前置放大器，则功率放大器208需要提供6.81dB的增益以补偿功率组合器网络的插入损耗。来自功率放大器208的输出将输入馈送到第四信号隔离器252，该第四信号隔离器252的输出与第五信号隔离器254串联连接。所述第四和第五隔离器252、254是功率隔离器，并且用来保护功率放大器208的输出级免受在治疗天线探针226与生物组织230之间的失配状态期间从所述天线探针226反射回的高电平反射(或者反向)功率所造成的破坏。反射阻抗也可以改变匹配网络或者输出级中使用的功率器件的输出，并且这可能造成晶体管表现类似于振荡器，因此可能出现破坏。隔离器帮助保证晶体管的输出甚至在出现非500^射阻抗时仍然"看见"50Q。尤其是如果隔离器表现高隔离，则可以省略隔离器252、254之一，并且可以维持针对放大器208的足够保护。功率隔离器252和254提供组合级的隔离，以保证功率放大器208的输出级中使用的晶体管在可能出现的任何失配状态之下都不受破坏。信号隔离器252、254还防止放大器由于造成输出失配的所不希望的>^射阻抗而变得不稳定。用于信号隔离器242、248、250、252、254的典型隔离值为23dB;这意味着试图在与期望方向相反的方向(即与箭头的方向相逆)上流动的任何信号都将被衰减23dB。在串a置两个输出功率隔离器252、254并且用于各隔离器的隔离为23dB的实例中，总隔离为46dB。因此，对于在与箭头的方向相反的方向上行进的振幅为46dBm(40W)的信号，衰减器140的输入处的^Jt信号分量将被减少至OdBm(lmW)。隔离器242、248、250、252、254也可以被描述为将50Q转储(dump)负载连接到装置第三端口的微波循环器(这假设第一端口为输入端口并且第二端口为输出端口)。使用这种观点，转储负栽优选地被适当指定，以处理可能在微波排列中的该特定位置处出现的反射功率的电平。来自第五信号隔离器254的输出被馈送到第一定向耦合器210的输入中，该定向耦合器的功能在于测量由微波辐射生成排列所生成的正向功率的一部分，该排列可以包括源200、分路器202、第一隔离器242、第一击穿滤波器244、PIN二极管开关204、第二击穿滤波器246、第二隔离器248、PIN衰减器206、第三隔离器250、前置放大器207和功率放大器208在内(扣除串联连接的第四和第五隔离器252、254的插入损耗)。正向耦合器210的输出耦合端口被馈送到正向功率检测器211中，该正向功率检测器211将检测到的微波信号转换成代表由微波生成器排列产生的功率的低频或者直流信号电平。检测器211的输出处产生的信号可以在处理之前加以调控(滤波、放大和直流偏移)。使用微处理器和信号调控电路214来进行所述信号调控和处理(应当注意的是，所述微处理器和信号调控电路214可以拆分成两个单元，亦即数字微处理器单元和模拟信号调控电5g——为方<^见，在图3中将两个元件一起示出)。来自第一定向耦合器210的输出被馈送到第二定向耦合器212的输入中，该第二定向耦合器212的功能在于测量从治疗天线探针226反射的功率的一部分。第二定向耦合器212的输出耦合端口被馈送到反射功率检测器213中，该>^射功率检测器213将它的输入处看到的微波信号转换成代表由于治疗天线探针226与生物组织230之间的阻抗失配而反射的功率电平的低频或者直流信号电平。检测器213的输出处产生的信号可以在处理之前加以调控(滤波、放大和直流偏移)。使用微处理器单元和信号调控电路214来进行所述信号调控和处理。定向耦合器210、212可以呈波导耦合器、同轴耦合器或者带线(微带)耦合器的形式。波导耦合器常常由于它们趋于拔^供最高定向值(用以区分耦合功率和在与耦合功率相反的方向上流动的功率[未耦合功率l的能力)这一事实而优选。可以优选将波导隔离器和波导耦合器而不是同轴隔离器和同轴耦合器分别用于第四和第五隔离器252、254以及定向耦合器210、212。在系统的一个特定实施例中，定向耦合器210、212是单个WR75矩形波导部件内包含的两个回路耦合器。回路耦合器适合于其中需要单个频率或者窄带宽的应用。定向耦合器210、212的输出耦合端口可以被设计成具有在10dB与50dB之间的耦合因子；支配耦合因子选择的因素包括用以从噪声信号中辨别测量信号的能力、对正向和^^射功率检测器211、213的饱和(和破坏)的预防、用以不显著影响系统直通功率的能力以及具有用以从未耦合信号电平中辨别耦合信号电平的足够高的定向性。耦合因子标称值为20dB，这意味着干线信号被衰减20dB，即如果干线功率为40dBm(10W),则耦合功率为20dBm(100mW)，因此直通功率减少至9.9W。正向和^JH"功率检测器211、213可以采用多种形式；例如零偏置肖特基二极管、沟道肖特基二极管、偏置同轴肖特基二极管和隧道二极管。隧道二极管由于它们在大的温度范围内的输出电平稳定性能和它们的快速脉冲响应时间而在这一系统中特别地有用。例如，来自AdvancedControlComponents的ACTP1S05N器件具有9pF的输出电容(低电容值能够实现快速响应时间)、高达18GHz的操作和700mV/mW的灵敏度。正向功率减去反射功率的数学减法可以用来确定递送到生物组织中的净功率电平，并且可以根据所述净功率电平和持续时间或者接通时间(脉冲或者连续波)来确定递送的能量，亦即能量(焦耳)=功率(瓦特)x时间(秒)。微处理器214用来进行这些计算。使用直流隔离单元256在第二定向耦合器212的输出与线缆组件228的近端之间创^L生器的输出与用户电路(探针226)之间的直流隔离路径，该直流隔离单元256包括用以隔离直流路径而又允许交流(SHF)信号通过的低损耗电介质材料。为了防止由电介质隔离器256的厚度造成的射频泄漏，可以优选使用四分之一波扼流凸缘布置。例如，可以使用N凸型至WR75波导适配器，由此扼流凸缘构造于形成波导至同轴过渡或者适配器的一部分的波导凸缘的表面内。来自定向耦合器212的输出可以包括普通凸缘，而所述波导至同轴N适配器可以包含所述扼流器。对于基本构造，在扼流凸缘中使用'L，横截面的圆形扼流环，以便反映两个波导部件的接头处的短路。这由于如下事实而是可能的环横截面的总长度是操作频率下的波长的一半，并且由于远端被短路，所以电性短^i于机械短路难以实现的定向耦合器212与直流隔离器256之间的表面。来自直流隔离器256的输出是N型同轴连接器并且优选为凹型。这连接到第一线缆组件228，该第一线缆组件228用来在微波辐射生成排列的输出与插入到食管230中的馈线224之间进行电连接。线缆组件228可以是同轴线缆或者矩形或者环形波导部件。当使用波导组件时，优选使用柔性或者柔性并且可扭曲的构造。使用这样的组件较常规同轴组件而言的优点在于，波导组件一M现比同轴组件更低的插入损耗，因此减少了发生器功率损耗和线缆加热效应。然而仍然可以使用低损耗同轴组件。线缆組件的长度通常为0.5m到l.Om，并且将具有围绕它的电绝缘外軍。优选地，外罩由具有生物兼容性的材料制成。第一线缆组件228的外径通常在4mm与12mm之间。第一线缆组件228的功率损耗(或者插入损耗)在14.5GHz下优选地小于ldB。线缆组件228的远端#^(例如经由SMA型连接器)到馈线224，该馈线224是适合于在食管230(或者生物系统的其它适当区域)内插入的同轴线缆组件。例如，可以通过内窥镜的仪器通道插入馈线224。馈线224包括半柔性半刚性线缆或者在插入过程中便于用户控制的类似构造。馈线224没有绝缘外罩。这允许增加直径(在由进入要求所带来的限制内)，这有助于减少通过馈送结构的插入损耗。然而可能希望馈线224的外导体由具有生物兼容性的绝^#料薄层覆盖，以便防止流体穿过外导体进入电介质层。这在馈线224的外导体不连续时可能特别地重要，对于半刚性构造而言就是这种情况。外导体可以涂有帕利灵c薄层。例如，可以应用厚度为10pm的保形涂层。包括馈线224(第二线缆组件)和天线探针226的完整組件可以涂有帕利灵C保形涂层，以便使可能与患者的组织接触的所有零件具有生物兼容性，并且例如符合ISO10993(对医疗设备的生物评估)。由于插入损耗与同轴线缆内的电介质材料和中心导体的直径成反比，所以希望使这些部件的直径并且特别是内导体的直径最大。馈线224优选地具有小于5mm的直径。当馈线224自行插入时，它可以由具有生物兼容性的材料如帕利灵C覆盖。否则，可以通过内窥管插入馈线225(和附接的探针226)。可以在任何或者所有以下位置实施阻抗匹配1)第一组件228的近端2)第一组件228的远端3)第二组件224的近端4)第二组件224的远端。通常使用同轴四分之一波(或者其奇数倍)变换器来进行阻抗匹配。通过在除了线缆組件225的远端与天线226之间的接口之外的位置进行阻抗匹配，增加了探针的制造简易性，因为上文提到的位置比结构的远端更容易接近。另外，如果使用变换器，则线缆组件224、228无需为50n，亦即阻抗更低的组件有助于更高的电流密度，并且阻抗更高的组件有助于更高的电压。非50Q的组件可以表现出更低的插入损耗，并且给予組件的物理几何形状以更多柔韧性。当需要大的变换时，可以在各匹配位置使用多于一个的变换器。例如，在单个步骤中从1Q变换到50Q通常是不实际的。然而，这可以例如使用在多个步骤中进行变换的一对变换器来更有效地实现。优选地，在上文提到的可选位置处进行阻抗匹配意味着没有必要在第二线缆组件的远端进行匹配。例如，如果天线结构226的特征阻抗例如为12.5D，则第二线缆组件224可以被给予以12.50的特征阻抗以匹配它，并且第二线缆可以使用特征阻抗为、^^^so的四分之一波变换器来与馈送线缆224(其特征阻抗为的远端进行阻抗匹配。可以通过将线缆组件224中的电介质材料的直径更改等于四分之一波长的奇数倍的距离来实现"波变换器"的特征阻抗。一种使用在更易于接近的位置处的、例如在馈线的近端处的变换器来取代在天线结构与馈送线缆的远端之间的阻抗匹配变换器的可选手段是，使变换器(位于馈送线缆的近端)与远端天线之间传输线的长度为操作频率下的波长一半的整数倍，亦即t。传输线理论表明，如果传输线的距离是X/2的整数倍，则源处的阻抗与负栽端处的阻抗相同。在本发明中，负栽的阻抗(在这种情况下为天线结构向线缆呈现的阻抗)通常固定，但是比填充线的特征阻抗低得多。因此，可以4吏馈线的长2T-—1-度为t，并且可以在近端插入变换器，以将最低阻抗变换成第一线缆优选为50Q的阻抗。由于高微波频率下的大相位变化，可能希望在第二线缆组件内包括一种用于相位调节的装置。图29示出了向馈线804的远端呈现的典型负载的例子。在这个实例中，有各自具有20Q的特征阻抗从而给予5D的组合阻抗(ZL)的并联连接的四个桨叶结构802。如果馈送线缆804的长度调节为14.5GHz下的X/2的整数倍，则馈送线缆的阻抗在理论上为透明，因此它可以是任何值(虽然为求方便而通常使用50n的线缆)。在给定上述条件时，在馈送线缆的近端806"所见"的阻抗(Zs)与在远端所见的阻^M目同，亦即为5Q。然后进行阻抗变换，以将50与第一线缆808的500阻抗匹配，亦即需要V^"s加的变换器。变换器的长度必需是14.5GHz下的四分之一波长(X/4)的奇数倍，以使传输线部分能够充当变换器。相位调节器810附接于馈送线缆804的近端。代替地，线缆组件228、224可以拼接在一起以形成单个组件。馈送线缆224的远端端接于治疗天线探针226的输入。如下文i兌明的那样，以比如使得产生的辐射图案能够造成食管管道230的均匀热破坏的方式，在贴片天线阵列制作到一侧上的情况下使用柔性低损耗电介质材料可以构造治疗天线226。贴片天线226在插入到食管230中之前巻起，并且在食管内时张开。辐射贴片或者其它适当的天线结构可能与食管230的壁接触，因此希望^L用具有生物兼容性的材料来制作那些辐射贴片，或者必须用具有生物兼容性的材料覆盖它们的表面。线缆组件224、228可以以如下方式连接到天线探针226:三个元件仪器一起形成单个一次性产品，亦即这三个部件都无法被拆卸以便再利用。天线探针的长度可以在lcm与5cm之间，该范围的上限由为了使探针226能够插入到治疗区230中而需要的弯曲水平所限制。探针226在移开之前闭合。下文更具体地讨论探针的配置。现在参照图3A和3B来说明通过上述设备将功率递送到组织中。如果馈送线缆224有1米的长度并M现出3dB的损耗，则可以设想如果假i殳来自功率放大器208的最大功率为50dBm(IOOW)，并且微波部件252、254、211、212、256和第一线缆组件228的总插入损耗为1.5dB，则馈送线缆224的输入处的功率约为48.5dBm。馈送线缆224可以具有与标准50Q值不同的特征阻抗，并且在馈送线缆244的近端处使用阻抗变换器，以将馈送线缆224与通常为50O的第一线缆228进行阻抗匹配。使馈送线缆224为非50Q的优点在于可以减少插入损耗。因此，48.5dBm(-70.79W)可以在天线226的输入处减少至45.5dBm(35.48W)。这意味着如果馈送线缆224的长度为l米，则每厘米的损耗为0,355W,并且如果天线226的长度为3cm，则可以^JV到组织中的每厘米的功率为11.83W,从而显著大于通过馈送线缆而损耗的功率。微处理器单元和信号调控电路214用来控制设备的操作。来自检测器211、213、216的信号在iiX微处理器214进行信号操控和处理之前被滤波、放大并且使它们的直流电平受到调节。微处理器单元和信号调控电路214从检测器211、213、216、用户控制和显示单元218、220、脚踏开关直流隔离屏障电路258以及安全互锁开关(这里未示出)接收输入信号，以例如指示板或者盖已经被移开并且相应地使系统禁用。从微处理器单元和信号调控电路214发送的信号包括用于PIN二极管调制开关204的TTL控制信号205、通向PIN二极管衰减器206的数字控制线209以及去往用户控制和显示单元218、220的信息信号。微处理器执行各种数学功能如计算递送到生物组织负栽230中的能量，、并且解释从用户控制和显示单元218、220发送的控制信息。微处理器可以是16、32或者64位单元，并且可以包括数字信号处理器(DSP)板。用户控制和显示单元218、220使用户能够指定工程设计模式功能，比如RMS和/或峰值功率电平、占空比、脉冲宽度、脉冲形状和用户定义的脉冲序列、亦即脉冲振幅和/或脉沖宽度在预定时间段内的扫描变化用户控制和显示单元218、220也可以被配置成仅在外科手^漠式下^Mt，由此用户指定的功能和显示的信息受限制，例如可能仅有必要输入损伤尺寸或者递送到组织中的能量剂量，并且输出显示可以简单地是示出能量电平和剩余治疗时间的条形图。可能希望用户/IMt员仅指定治疗模态(例如GORD)，由此系统被布置成发出处理这种状态所需的能量分布(例如剂量和脉冲图案)。系统也有必要监视故障状态。例如，反射功率检测器213用来确定线缆组件被恰当地连接并且天线在正确地运转。将需求功率和由检测器211监视的实际递送功率进行比较，以保证输出功率在所需功率电平的指定范围内。微处理器214用来监视故障状态，并且将会标i淡测到的任何im,而且可以被布置成根据故障的严重性来关断系统。设备还可以包括监测信道以及交叉检查微处理器与所述监测信道之间的通信的装置。这是为了保证由微处理器发出的数据正确并且微处理器在正确地工作。这是一种例如保证在已经选择1W需求时在放大器208的输出处没有出现50W的方法。监测信道可以是附加微处理器、单个约束(bound)计算机或者甚至是在用来进行检查的同一微处理器上运行的程序。监测信道常称为"看门狗"。用户控制和显示单元218、220包括例如包含于防水膜内的触屏模块、LED/LCD显示器220和开关或者任何其它适当的输A/输出设备。经由脚踏开关踏板222启动能量递送。脚踏开关直流隔离屏障电路258连接于所述脚踏开关踏板222与微处理器单元和信号调控电路214之间，以提供脚踏开关电路(经由电缆连接到用户)与微波辐射生成排列(由上述部件构成)之间的直流隔离屏障。为了实施功率控制方案，根据用户经由用户控制和显示单元218、220输入的能量剂量、损伤尺寸、损伤类型或者治疗模态指令，可以使用微处理器单元214来设置功率需求。微处理器单元214发出数字控制信号209到PIN二极管衰减器206，并且由正向功率检测器211接收的信息与功率需求信号进行比较，而且差值将会提供误差电压，该误差电压用来调节(增加或减少)向PIN二极管衰减器206施加的数字信号209，以^t强制^f吏输出功率电平遵循所需功率电平。也可以在开发功率控制算法时将来自>^射功率检测器213的信号纳入考虑之中。在这个实例中，将正向功率测量与反射功率测量之差与需求信号进行比较，并且进行调节以使得递送到生物组织230中的净功率能够与所需功率电平相同。功率源单元240如电池或者交流到直流转换器将^Mt功率(例如直流电流)提供到设备中的器件。在图3中所示的布置中，功率源单元240具有八个输出Vt至V8。V！为微波源200供电，V2为PIN二极管开关204供电，V3为PIN衰减器206供电，V4为前置放大器207供电，Vs为功率放大器208供电，V6为微处理器214供电，V7为用户控制和显示单元218、220供电，并且Vs为脚踏开关直流隔离电路258供电。治疗探针现在参照图4至图21来讨论治疗探针的配置。图4示出了在图3中所示设备的治疗端处的基本三部分构造的一种布置。通过同轴线缆128从微波辐射生成排列提供微波信号。这个功率被传送到布置成将功率供应到贴片天线阵列126的更薄的同轴馈送线缆124中。贴片天线阵列126形成于材料优选为柔性的平坦片上。划分来自馈送线缆124的微波功率供应，以《更将基本上相等的功率"R供到各贴片天线，该贴片天线被配置成以落入电磁频镨的微波频率区域内的频率来辐射电磁场。阵列126和馈送线缆124适合于插入到食管中。这种适合性可以涉及到用具有生物兼容性的材料(例如帕利灵C)来涂覆它们，并且将贴片天线片巻成如图5中所示的管，其中辐射贴片天线面向外界(即在治疗过程中朝着食管壁)。如上文提到的那样，馈送线缆124为半刚性，以有助于推动它就位的能力。馈送线缆124优选为柔性半刚性构造。图4和图5示出了2维贴片天线阵列结构。然而，例如如果要求精确度;fMt细的治疗，则有可能仅有l维阵列。因此，如图5中所示的管可以在它的周边仅有单个贴片天线环。单个环例如可以采用具有串行馈送配置的线性微带贴片阵列或者行波线性阵列的形式。图6示出了用于在1维阵列中布置的16个贴片天线的功率馈送结构的例子。馈送结构具有包括一连串T接头的^树状配置，在这些T接头处输入线分路成两个输出线。因此，来自馈送线缆124的供应起初分路成两个支路，各支路分路成两个更多支路，并且依此类推，直至有各自馈送单个辐射贴片天线的十六个支路。为了提高通过系统的功率传送(即防止信号反射)，各输入支路的阻抗与两个输出支路的阻抗匹配。在图6中，这是通it^输入传输线125分路成两个输出传输线的接头处提供四分之一波变换器127来实现的。在输入和输出传输线的阻抗不同的情况下，需要计算四分之一波变换器127的阻抗以保证恰当的阻抗匹配。如果输入阻抗表示为Zj、输出阻抗表示为z。，则长度与四分之一波长(或者四分之一波长的奇数倍)相等而阻抗等于A/(ZiZ。)的线可以插入于两个阻抗之间以执行阻抗匹配功能。如果在整个馈送结构中使用阻抗相同的传输线，例如完整的馈送结构可以使用的线，则替代的布置是可能的。在这种情况下，无需单独四分之一波变换器。相反地，可以构造长度等于四分之一波长奇数倍(亦即(2n-l)入/4)的馈送结构交替支路。这些支路充当有效四分之一波变换器。居中支路(在交替四分之一波长的线之间的传输线)可以是任何长度，只要所有输出线从给定接头到下一接头的距离相等。图7示出了具有与图6相似的并联连掩绩送结构的2维布置。图6和图7中的网络称为组合式馈送网络。图8示出了替换的2维布置。为求方^t，图8示出了平面配置下的阵列。衬底300具有按4x4行装配于衬底上的十六个贴片天线302，其中各行四个贴片天线通过传输线304来串联连接。以与图6和图7中所示方式相似的方式(亦即全部接头都被阻抗匹配)，功率从分路成并行支路308、310的主功率线306供应到这些行中的^Mt。缝隙312形成于^^相邻天线行302之间。缝隙312被示出为连续，但是它们可以分离成多个分立缝隙。衬底300由柔性材料(例如来自SheldahlTechnicalMaterials(www.sheldahl.com)的RogersR/flex3000或者柔性衬底和箔)形成，该材料使它能够巻成如图9中所示的适合于插入到食管中的管状形式。图9示出了在回送附接于衬底300之前穿过管中央的馈送线缆306。希望防止由相邻贴片天线302之间的传输线304产生的任何电磁场与正在治疗的组织之间的耦合。治疗场应当理想地仅由贴片天线302产生。为了实现这一点，通过额外电介质材料层将连接的传输线304从组织屏蔽。在图10中具体地示出了这种结构。这里可见衬底包括基部传导层314，该基部传导层314具有装配于其上的第一电^h质层316。将贴片天线302互连的传输线304装配于这个第一电介质层316上，然后使第二电介质层318沉积于其上。贴片天线302装配于第二电介质层318上。提供连接(未示出)以保证传输线304可以将所需功率传送到贴片天线302。第二衬底318的相对电容率可以高于第一衬底316的相对电容率，以提供通向辐射天线的高耦合。第二衬底318的厚度可以小于笫一衬底316的厚度，以便在二者之间辆合期望数量的能量。虽然图8和图9中所示布置具有在管状衬底300的周边周围一游4殳置的辐射贴片302，但是这不是本发明的必要特征。如果希望，则贴片天线说302可以在管的周边周围仅部分地(例如卯。或者180。)延伸。这可以允许探针仅治疗食管的一侧。在一些实例中，可能希望使用单个辐射贴片或者成行的贴片或者缝隙以形成"桨叶"，然后物理地移动或者操控"桨叶"以治疗周边损伤。可以例如通过操控半刚性线缆在食管内;Wfe地来回移动探针，由此允许治疗食管壁的不同部位。图11A和11B示出了具有替换辐射结构的平坦(在巻起之前)衬底。该衬底具有通过电介质层与更薄的上传导板分离的传导接,。在图11A和11B中，取代将上传导元件形成为多个贴片天线，一连串缝隙形成于上传导层中，并且正是从这些缝隙辐射电磁场.缝隙被定位成4吏得在实践中从它们放射最大电场，这意味着它们可以间隔以Ay2，其中X是导向波长，该波长是衬底材料的相对电容率的函数，并且当天线与待治疗的组织接触时，还是组织的相对电容率的函数。人是衬底和生物组织的相对电容率的平方根倒数的函数；因此相对电容率值更高的材料可以促成间距更近的缝隙，这可能造成更均匀的热破坏。人也是微波频率的函数。因此，图11A中所示结构包括50Q的馈线502继之以长度(L)为3.2mm而特征阻抗为250的四分之一波长阻抗变换器504。L取决于衬底材料的相对电容率和微波频率。这种变换器使50n的馈线502与特征阻抗为12.5Q(即^IB-^q)的开缝辐射器506(其缝隙在图11A中未示出)的阻抗能够阻抗匹配。图11B示出了开缝辐射器506上的辐射缝隙。在这个实施例中，沿着辐射器改变缝隙宽度，以保证传送到生物组织中的能量沿着辐射器506是均匀的。可见与发生器最近的缝隙具有最短的长度，而与发生器最远的缝隙则具有最长的长度。以这种方式，相同数量的能量从各缝隙发出，以使生物组织能够沿着天线的长度暴露于相同数量的能量。在图11B中所示的特定实施例中，缝隙之间的间距为0.6mm，并且缝隙的宽度为0.4mm，因此节距为lmm。该结构包括20个缝隙，并且所示结构的总长度为19.4mm。在图12中示出了14.5GHz下的食管内的能量分布。递送到组织508中的功率密度(W/m2)在辐射结构的长度内基本上均匀，因此通过设计具有正确缝隙宽度、长度和间距的结构可以实现实用的天线。在图11A和11B中示出并且在图12中仿真的结构中，辐射缝隙线的宽度为2.5111111，因此该结构可以沿着食管的器械通道插入，并且作为"桨叶"构造用于治疗食管壁。类似于这里示出的桨叶结构已被i人为是对治疗食管紊乱有用的外科手术工具。如果要求延伸桨叶(缝隙辐射器)的长度，则这将是一种相对简单直接的工艺，亦即辐射缝隙几何形状的变化可以实现开发总长度大于40mm的结构。最宽缝隙的宽度类似于图11B中所示缝隙的宽度，因此40mm的辐射结构可以配合于标准内窥镜的直径为2.8mm的器械通道内。在这里所示的结构中，接地平面覆盖电介质的整个宽度亦即2.5mm。用于顶部和底部金属化的铜的厚度为0.018mm，并且电介质层的厚度为O.lmm。这些X^对应于RogersR03003或者R03006柔性层压材料。开缝结构有效地产生一组独立的场分布。为了实现均匀组织效果，希望这些独立的场分布相互重叠，如图12的右端所示。通过组合一连串在效果上相位不同的场分布，可以提高沿着阵列(在探针的周边周围)长度的务沐均匀性。在替换的配置中，缝隙型探针可以由同轴管结构构造而成，该结构具有通过电介质材料与外传导层分离的内传导元件。周边缝隙可以形成于外传导层中，亦即可以沿着管的长度有间隔地暴露电介质层。如上所述，缝隙无需在管的周边周围完全地延伸，并且间隔以X/2，其中第一缝隙位于与管的远端相距A/4的距离处，并且远端端接有良好的短接电路，以便在与所述短接电路相距A74及其奇数倍的距离处辐射最大电磁场。图13和图14分别描绘了将探针插入到食管中和治疗食管。在图13中，图9中所示的管状探针300在内窥管320的周边周围滑动。管然后例如插入穿过鼻腔到达食管330以便切除治疗区322。在插入过程中，衬底处于与内窺管320的表面相抵的紧凑接近配置中。一旦探针300就位，就通过栽体杆324(可以是上述半刚性馈送线缆)从内窥管320的末端推开该探针。打开/闭合机构(未示出)装配于栽*324上，并且在激活时造成探针300如图14中所示展开，从而带动辐射贴片天线与治疗区322紧密邻近或者接触。图15示出了在探针300移开时的载^^f324末端的打开/闭合机构。该打开/闭合机构包括装配于杆上的轴向移动构件326，该构件具有经过杆往回延伸的电连接(未示出)，从而用户能够从装置外部来控制元件326的移动。弹簧构件328的一端附接到载体杆324，并且另一端附接到可移动元件326，从而当可移动元件326沿着杆324移动时，弹簧328从杆32439延伸出来或者缩回到杆324中。当探针300定位于这个W^之上时，弹簧328被布置成例如朝着治疗区向外推动它。图16更具体地示出了打开/闭合机构的操作。轴向移动元件326包括在杆324上固定就位的壳332。该壳保持线團334，当开关338下压时电i^A电流源340流过该线團334。套管336可滑动地装配于线團334以下的载体杆324上。套管由相对电容率高(高于栽体杆的相对电容率)的材料制造而成，从而当电流流过线围334时，由线團334中的电流流动所生成的磁场引起的套管336所经受的力使套管沿着杆324轴向地移动。弹簧328固定到杆324和套管336。可以将^:针300在内窥管内运送到治疗区。图17a和17b示出了分别展示其中探针300的直径小到足以配合于内窥管320内的接近配置以及其通过探针300的横截面。探针300可以附接到弹簧328，从而它随着弹簧移动。代替地，探针300可以保持于接近配置或者自然地朝着接近配置偏置，例如图17A中所示的收缩配置，从而当弹簧缩回时它从图17B中所示的展开配置自动地退缩。在图18至图21中示出了探针的另一个实施例。与先前实施例一样，探针由平坦衬底400形成，该平坦村底400具有制作于其上的贴片天线结构402。在这个实施例中，各贴片天线由通过衬底400的缝隙404间隔。单个或者多个辐射缝隙可以用来形成灯笼布置。为了从开缝辐射器获得均匀能量分布，沿着开缝辐射器的长度改变缝隙的尺寸，以便从各缝隙放射的能量或者场相同，从而在治疗组织内产生均匀能量分布，并且产生对组织的均匀热量加热。如图19中所示，衬底巻成管状形式以^W吏用，从而缝隙404平行于管的轴。在这种配置中，当管的端部朝着彼此推动时，落在缝隙404之间的材料带如图20中所示向外鼓胀。通过将贴片天线402放置于带的中间，该鼓J^it成天线向外延伸，以例如被带动与治疗区紧密邻近或者接触。图21示出了在使用中的这种配置。起初将探针在内窺管420中运送到治疗部位。一旦在食管430中的治疗位置422附近，就使用载体杆424(柔性半刚性馈送线缆)从内窺管420的末端推出探针400。灯笼构造可以被扭曲以便减少辐射贴片之间的间隔。这可以有助于使场更均匀。在这个实例中，贴片阵列需要更长以适应扭曲。轴向移动的打开/闭合机构装配于载体杆24上，并且附接到挥:针400的一端。探针的另一端附接到栽体杆424，从而当打开/闭合机构沿着杆移动时，探针400的末端朝着或者背离彼此移动，以造成运送贴片天线402的带展开或者缩回。当探针移动成它的治疗(展开)配置时，功率被供应到辐射电磁场的贴片天线402，该电磁场将食管430的壁穿透至受控深度或者壁厚度。图22示出了其中使用多个微带线516而不是贴片天线的配置。在这种配置中，线形成管，并且可以^^缩(与中国灯笼中一样)和/或扭曲，以使辐射线516能够与食管壁进行更多接触。微带线被制作到在各侧上有金属涂层的柔性衬底材料508上。图22示出了连接于50f2的馈线512与微带线516之间的单个阻抗变换器514。匹配变换器514是长度等于所关心频率下的四分之一波长奇数倍(即(2打—1》.ji其中n为整数而A为加载波长)的线。构成变换器的线的阻抗(Zt)被选择成等于这里为50Q的源阻抗(Zs)与微带线的阻抗(Zra)的乘积的平方根除以结构中的线数目亦即^-""ir一，其中Zt为变换器的特征阻抗，Zs为源阻抗，Zm为n个微带线中的备微带线的阻抗，而n为线数目。可以更适当地具有在馈送线缆组件224的近端定位的匹配变换器。在这个实例中，线缆224的特征阻抗可以被调节成将天线馈送与线缆直接地匹配，并且可以使用线缆224的近端与50Q的发生器之间的变换器。在图22中有各由缝隙518间隔的十个微带线516，该缝隙518切断了金属层和衬底层两者。实际上，衬底边520然后通过密封或者别的方式#^到衬底边522以形成管状结构。可以使最末端的辐射元件524、526的宽度为中间元件的宽度的一半，从而末端元件524、526的最外边可以例如通过焊接来接合在一起。在这个实例中，村底材料508将被切掉以暴露末端元件524、526的最外边。辐射线之间的缝隙518被切断以使结构能够扭曲和压缩。在图22中所示的结构中有为10个辐射微带线516而切割的9个缝隙518。(2狩赠馈送变换器514不限于使用^"T^"的微带线。可以使用已经在本说明书中解决的其它馈送配置。使用(单个变换器)馈送结构的优点在于构造简单，并且来自变换器514本身的辐射由于从单个线进行该辐射而受限制。当要求阻抗变换、亦即要求将1Q的负载与50Q的源匹配时，可以适当地使用两个A;4变换器部分。例如，第一部分可以是20Q，而第二部分可以是141fi。希望用帕利灵C或者其它具有生物兼容性的适当材料涂^传导表面(金属化贴片或者辐射器)。帕利灵C由于它具有生物兼容性、易于涂敷(因为可以保形地涂覆到结构上)这一事实而优选。考虑内窥镜内包含的典型仪器通道直径为2.8mm并且假设2.6mm的直径可用，那么微带结构的巻筒贴片阵列的圆周为7cd-8.17mm。因此，如果使用一巻(或者单个缠绕)、亦即该结构没有重叠区域，则可以^^吏用凡变如图23中所示的七个带结构。图24示出了进一步的实施例，其中多个微带线602附接到外科手术气球604，并且从附接到单个馈线608(例如具有500、但是不限于这个值的特征阻抗)的单个四分之一波变换器606馈送，其中馈线形成膨胀(例如供水)系统的一部分。在本发明的这一方面中，微波能量限于很薄金属化层的这种理论用来使同轴结构的中心导体能够为空心，并且允许^ML泵送到气球中，而不影响结构的微波性质或者电磁场的传播。使用这种结构有诸多优点。首先，2.8mm直径的内窥镜通道可以用播足够i波能量以造成食管的受控切除。水填充的气球由于膨胀所需的压力更低而优选于空气填充的气球，因此如果气球在患者体内破裂，则水填充的结构将造成更小破坏。进一步的优点在于即使在施加高功率电平(优选为脉沖)的情况下，中心导体中的水仍然可以有助于保持微波馈送结构冷却。如图24中所示，微波馈送线/水通道605的实际实施例是使用电^h质杆610(例如尼龙或者PET)并且去除这个杆的中心以形成厚壁管。管的内壁具有由良导体制成的形成于其上的金属化层612，所述良导体具有被选择成允许基本上所有微波能量传播的厚度。管的外壁也具有用以提供探针的第二导体(例如接地返回导体)的金属化层614。内金属化层612、电介质壁610和外金属化层614的组合形成同轴结构，该结构允许微波能量传播，并且还提供中心通道616以允许水从源618泵送到系统中和从系统泵送出来，从而允许气球618展开和收缩(膨胀和缩小)。源618例如可以是具有压力计的注射器。这种布置特别很好地适用于优选的操作频率即14.5GHz,因为能量限于很薄的金属化层。下面的表1示出了可以考虑的常见传导材料的厚度计算结果。<table>tableseeoriginaldocumentpage43</column></row><table>表l:常见导体在频率14.5GHz下的微波能量百分比和厚度从这些结果可见，最差导体保证基本上所有能量流动所需的厚度为12.91拜-0.0129mm。如果假设尼龙在14.5GHz下的相对电容率为3.2并且需要50fl的馈线，还假设外径为2.7mm的仪器可以沿着直径为2.8mm的标准内窥镜仪器通道来配合，那么用以馈送水通过的管的直径约为0.6mm，如以下方程所示和图26中所示.同轴结构的特征阻抗(Z。)给定如下符138i.A6，其中&为杆(管)的相对电容率，a是外导体的内径，而b为内导体的外径。图25示出了图24中所示探针结构的示意表示。它有三个部分馈线615、四分之一波变换器617和微带(辐射)线619。有附接到气球604的表面上的六个微带线619(如图25中的线602所示)。馈线615和变换器617由上述同轴管结构形成。同轴管在变换器部分的内径被选择成给予需要的阻抗，以进行期望的阻抗变换，亦即让馈线与微带线61a匹配。如果馈线615具有50Q的阻抗而六个辐射微带线(或者接线)619各Jf柳、—，，________—........…—___________……—、"以使馈线615与六个辐射线619匹配。为了在使用上述尼i^f的结构内实现这个阻抗，中心导体的直径需要修改为2,:歸x138。因此，通过杆的孔的直径将被增加等于加栽波长的四分之一的奇数倍的长(2打1度(或者^"^、其中A为加载波长而n为任意整数)。在这个实例中，长度可以是14xKf"x掘'。如果这个长度有不便，则可以使用3A^S^…8.674mm或者14.455mm、即T或者4。在图27中示出了这种结构的尺度的放大图。图28A和28B分别图示了在膨胀和收缩状态下的锥形气球700。在这种情况下，辐射元件是在气球700表面的可展开周边周围制作的传导贴片704。附接于气球700内的刚性引导杆702(例如由硬接线制成并且常称为导管)允许用户/操作员对气球位置进行控制。空气或者水在近端(图28A中标记为IN)被引入以使气球700膨胀。M导贴片704由例如上述类型的同轴线缆706馈送。可以优选沿着内窥镜的器械通道馈送各同轴线缆，并且在内窺镜之外的位置组合线缆。可以使用四分之一波变换器、微带组合器或者波导组合器来实现功率组合。医疗气球通常由柔性聚氯乙烯(PVC)、交联聚乙烯或者IM^^甲酸乙二醇酯(PET)制成。其它材料包括尼龙和聚氨酯。气球本身可以缠绕于导管轴周围以使它的外形最小。可以通过气^吸真空以使气球缩小。事实上，可膨胀气球可以用作不同类型的辐射结构的载体。例如，上文讨论的传导贴片阵列、缝隙线天线、共面波导和辐射单极结构都可以装配于外科手术气球上，以获得对治疗部位的接近。为了以平衡等距方式在气球周边周围分布多个辐射结构(例如缝隙线44天线)，可以在馈线与辐射结构之间使用半波变换器。如上文说明的那样，传输线理论表明长度为半波长奇数倍的变换器或者传输线(假设低损耗线)就阻抗而言为透明。因此在理论上可以制成任何宽度的半波变换器而不影响微波环境.在另一个实施例中，馈送结构可以包括从主馈线上的单个点分路成多个辅馈线。辅馈线可以相对于彼此成角度，以使它们馈送的天线能够分布于气球表面之上。图30示出了这样的馈送结构的例子的示意图。图30图示了馈送结构900，该馈送结构900将来自单个500的线缆卯8(例如具有如上文讨论的结构)的功率提供到四个天线馈线卯2，该四个天线馈线902对装配于外科手术气球(未示出)上的四个辐射缝隙天线(也未示出)进行馈送。馈送结构被配置成在气球表面之上均匀地分布天线，并且还实现在它们之间基本上等分功率。具有预定长度h的主馈线906在单个点分路成相对于彼此成预定角饼且各自具有预定长度12的四个辅馈线卯4。主线和辅线904、卯6的长度至少部分地取决于它们各自的阻抗。在例中，将h和12的值选择为3.2mm或者9.6mm而将e的值选择为40°产生了天线之间的基本上相等的功率划分。任何辅馈线卯4可以轻,弯曲，以允许25Q的线在分路点之后弯曲到气球的四侧。沿着馈线的中心测量给定的长度，并且辅馈线904的中心在主馈线906的末端的中心处汇合，其中长度h和12是从该中心测量的。如果需要添加任何奇数长度以获得相互符合的四个天线，则这可以使用12.5n的天线馈线卯2来完成而不影响分路结构。气球本身可以是电介质材料，传导材料(例如金属箔等)沉积到该电介质材料上以形成辐射结构。代替地，气球例如可以是全金属或者部分金属，从而它的表面可以充当缝隙线辐射器。在另一个实施例中，气球可以具有两层外传导(例如金属箔)层和内电介质层(例如PVC、PET等)。形成于电介质层中的孔然后将充当辐射贴片。权利要求1.一种探针，其具有其中所述探针可插入到食管中的进入配置和其中所述探针可操作用以利用微波辐射来治疗食管壁组织区的治疗配置，所述探针包括柔性衬底；在所述柔性衬底上的一个或者多个辐射元件；馈送结构，其布置成向所述一个或者多个辐射元件提供能量，从而使所述一个或者多个辐射元件放射微波辐射；以及部署装置，其布置成将所述探针从它的进入配置转换成它的治疗配置，其中，在所述治疗配置中，所述一个或者多个辐射元件被布置成在与待治疗的所述食管壁组织区对应的区域之上向外递送基本上均匀的辐射场。2.根据权利要求1所述的探针，其中，所述馈送结构和一个或者多个辐射元件包括通过电介质材料与接地导体分离的信号导体，所述信号导体与接地导体被布置成输送交变电流(AC)。3.根据权利要求2所述的探针，其中，所述信号导体和接地导体在所述柔性衬底上共面。4.根据权利要求2所述的探针，其中，所述馈送结构包括同轴线缆。5.根据任一前述权利要求所述的探针，其中，所述馈送结构包括一个或者多个传输线，用于通过所述村底将功率运送到所述一个或者多个辐射元件。6.根据权利要求5所述的探针，其中，所述一个或者多个传输线被屏蔽，以防止辐射耦合到所述食管壁中。7.根据权利要求5或6所述的探针，其中，多个辐射元件沿着传输线串联连接。8.根据权利要求5至7中的任一项所述的探针，其中，多个辐射元件通过传输线来并联连接。9.根据权利要求5至8中的任一项所述的探针，其中，每个辐射元件的阻抗与它所连接的传输线的阻抗匹配。10.根据任一前述权利要求所述的探针，其中，所述馈送结构被布置成将所述一个或者多个辐射元件的阻抗与待治疗的所述组织的阻抗匹配。11.根据权利要求10所述的探针，其中，所述馈送结构包括长度为(2-1》11—的阻抗变换器，其中fl为整数，并且义为所述馈送结构中的微波辐射的波长。12.根据任一前^i5l利要求所述的探针，包括多个辐射元件，每个辐射元件包括所述衬底上的传导贴片。13.根据权利要求12所述的探针，其中，每个传导贴片的最大尺度(长度或者宽度)为使用以下近似公式计算的加栽波长的一半其中k为导向波长，c为光速，f为微波辐射频率，并且8t由衬底的相对电容率和待治疗的组织的相对电容率确定。14.根据权利要求13所述的探针，其中，相邻传导贴片的中心相互间隔^。15.根据权利要求12至14中的任一项所述的探针，其中，所述馈送结构被布置成4吏相邻贴片朝:射相互正交的场。16.根据权利要求1至10中的任一项所述的探针，其中，所述柔性衬底包括一个或者多个传导带，并且多个辐射元件沿着每个传导带形成为非传导缝隙。17.根据任一前述权利要求所述的探针，其中，在所述进入配置中，所述探针可通过食管插入。18.根据任一前述权利要求所述的探针，其中，所述柔性衬底包括管状部分，其可从所述i^配置轴向地展开成所述治疗配置，所述一个或者多个辐射元件处在所述管状部分上，从而在所述治疗配置中^^用时，它们与待治疗的所述食管壁组织区紧密邻近或者接触。19.根据权利要求18所述的探针，其中，所述管状部分是可膨胀外科手术气球。20.根据权利要求19所述的探针，其中，所述一个或者多个辐射元件处在所述气球的外表面上。21.根据权利要求18所述的探针，其中，所述管状部分装配于载体杆上并且在它的表面中具有轴向缝隙，所述缝隙限定了当所述管状部分的末端朝着彼此轴向移动时可径向向外移动的衬底带。22.根据权利要求21所述的探针，其中，所述部署装置包括轴向可移动控制部分，其布置成将所述管状部分的末端相对于彼此移动。23.根据任一前述权利要求所述的探针，其中，在所述治疗配置中，所述辐射场被布置成具有在lmm与2mm之间的1待治疗的所述食管壁组织区中的穿透深度。24.根据任一前述权利要求所述的探针，其中，所述柔性衬底包括面朝外的具有生物兼容性的层。25.—种用于切除食管壁组织的设备，所述设备包括具有稳定输出频率的微波辐射源；根据任一前述权利要求所述的探针，其连接到所述微波辐射源；以及控制器，其布置成控制由微波辐射向待治疗的组织递送的能量数量。26.根据权利要求25所述的设备，其中，所述控制器包括控制单元，其布置成生成将要向所述食管壁递送的目标能量值。27.根据权利要求25或26所述的设备，其中，所述控制器包括检测器，用于检测向所述^#^_供的微波辐射的功率电平，检测到的功率电平用于计算向所述食管壁递送的能量数量。28.根据权利要求25至27中的任一项所述的设备，包括连接到所述源的功率放大器，其中，所述控制器包括功率i殳置器，其布置成调节向所述功率放大器输入的功率电平。29.根据权利要求28所述的设备，其中，所述功率设置器包括信号衰减器，其连接在所述源与所述功率放大器之间。30.根据权利要求25至29中的任一项所述的设备，包括连接在所述源与所述功率放大器之间的信号调制器。31.根据权利要求25至30中的任一项所述的设备，其中，所述控制器包括看门狗处理器，其布置成监视故障状态。32.根据权利要求31所述的设备，其中，所述看门狗处理器被布置成监祝险测的反射功率信号中的一个或者多个签名事件。33.—种使用微波辐射的空心管病理治疗的方法，所述方法包括将探针插入到空心管中，所述探针具有一个或者多个辐射元件；将具有稳定输出频率的微波辐射源连接到所述探针，由此所述一个或者多个辐射元件在所述空心管内的组织区之上向外放射微波辐射场；以及控制由微波辐射向待治疗的组织递送的能量数量。34.根据权利要求33所述的方法，其中，放射的辐射场在它穿透待治疗的组织处具有基本上均匀的能量密度。35.根据权利要求33或34所述的方法，其中，所述空心管为食管。36.—种用于径向展开柔性管状衬底的装置，所述衬底附接到轴向延伸杆并且具有装配于它的外表面上的天线贴片阵列，其中所述装置包括装配于所述杆上的驱动装置；以及可移动地装配于所述杆上的套管，所述套管可通过所述驱动装置沿着所述杆移动，以使所述管状阵列径向展开。37.根据权利要求36所述的装置，具有附接在所述套管与所述衬底之间的一个或者多个径向可延伸构件，其中，所述套管的轴向移动被布置成延伸和/或缩回所述一个或者多个径向可延伸构件，以使所述管状阵列径向展开。38.根据权利要求36或37所述的装置，其中，所述驱动装置包括所述杆周围的电流运送线團，并且所述套管被布置成充当所述线闺与所述杆之间的磁通倍增器，以在电流流过所述线團时使所述线圏相对于所述杆轴向移动。全文摘要公开了一种用于利用微波辐射(例如频率为5-60GHz的辐射)来治疗食管组织的探针和相关设备。探针包括柔性衬底，该柔性衬底在例如适合于通过食管插入的进入配置与其中诸如传导贴片、单极天线、传导带中的缝隙等辐射元件被带到与待治疗的组织紧密邻近的治疗配置之间展开和缩回。辐射元件被布置成将基本上均匀的电磁场以适当的穿透深度放射到组织中。该设备可以监视和控制从探针递送到组织中的功率。还公开了一种空心管如食管的病理治疗方法和一种用于打开和闭合探针的装置。文档编号A61B18/18GK101553181SQ200780045350公开日2009年10月7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,彼得·沃尔,马尔科姆·怀特申请人:医疗设备创新有限公司