用于组织消融及其相关测量的系统及方法与流程

用于组织消融及其相关测量的系统及方法
1.相关申请案的交叉参考
2.本技术案主张于2020年11月10日提出申请的美国临时专利申请案第63/112,101号及于2020年1月31日提出申请的美国临时专利申请案第62/968,726号的优先权，所述申请案中的每一者的全部内容通过引用方式并入本文中。
技术领域
3.本技术案大体上涉及用于例如通过在消融期间测量例如靶组织的温度的参数以及基于所测量参数估计消融损伤的体积来安全及有效地消融靶组织的系统及方法。


背景技术：

4.组织消融可用于治疗各种临床疾病且已开发数种消融技术，包含冷冻消融、微波消融、射频(rf)消融及超声消融。众多治疗方案使用接触动脉的内侧壁的导管所施加的rf功率来影响神经。
5.这类技术通常由临床医生执行，所述临床医生经由静脉血管将具有消融尖端的导管引入到靶组织，基于触觉反馈将消融尖端定位为邻近于临床医生认为是适当区域的位置，从而映射心电图(ecg)信号、解剖及/或透视成像，致动冲洗剂的流动以冷却所选择区域的表面，且接着致动消融尖端达到被认为足以破坏所选择区域中的组织的时间周期。
6.尽管可商购获得的消融尖端可包含用于经由数字显示器提供温度反馈的热电偶，但这类热电偶通常在冲洗消融期间不提供有意义的温度反馈。举例来说，热电偶仅测量表面温度，然而引起组织消融的对组织的加热或冷却可发生在组织表面下面的某一深度处。此外，对于其中用冲洗剂冷却组织的表面的手术，热电偶将测量冲洗剂的温度，因此进一步掩盖关于尤其在深处的组织的温度的任何有用信息。照此，临床医生没有关于组织在被消融时的温度或消融的时间周期是否充足的有用反馈。
7.因此，仅在完成手术之后可揭露，靶向异常路径未被适当地打断。在这种情况下，临床医生可能不知道手术是否失败，因为不正确组织区域被消融，因为未致动消融尖端达到足以破坏靶组织的时间周期，因为消融尖端未触碰或不充分地触碰组织，因为消融能量的功率不充足，或以上各项的某一组合。在重复消融手术以便再次尝试消融靶组织之后，临床医生可能即刻具有与第一次手术期间一样少的反馈，且因此潜在地可能再次未能破坏异常路径。另外，可能存在某种风险：临床医生将重新治疗靶组织的先前消融的区域，且不仅消融靶组织，而且损坏邻近组织。
8.在一些情况下，为了避免必须这样重复消融手术，临床医生可消融认为靶组织所位于的靶组织的一系列区域，以便改进成功消融的机会。然而，仍然没有充足反馈来辅助临床医生确定那些消融区域中的任一者是否被充分地破坏。
9.司德泽(sterzer)的美国专利第4,190,053号描述一种其中微波源用于在活体组织中沉积能量以实现过高热的过高热治疗设备。所述设备包含用于测量组织内深处的温度的辐射计，且包含从辐射计反馈与所测量温度对应的控制信号以控制来自微波源的能量的
施加的控制器。
10.卡尔(carr)等人的美国专利第7,769,469号描述一种用于治疗心律失常、肿瘤及类似者的集成加热与感测导管设备，其具有准许几乎同时加热及温度测量的双工器。本专利也描述辐射计所测量的温度可用于控制能量施加，例如，维持所选择加热分布曲线。
11.尽管有希望通过使用辐射测量术来提供精确温度测量敏感度及控制，但这项技术很少有成功的商业医学应用。先前已知系统的一个缺点是由于辐射计中所使用的微波天线的构造的稍微变化而无法获得高度可重现结果，这可导致所量测温度在一个导管与另一导管之间的显著差异。还出现了关于将辐射计天线定向于导管上以适当地捕获组织所发射的辐射能量及关于在手术环境中屏蔽高频率微波组件以便防止辐射计组件与术野中的其它装置之间的干扰的问题。
12.基于微波的过高热治疗及温度测量技术的接受还受到与实施辐射测量温度控制方案相关联的资本成本的阻碍。射频消融技术在医学界已受到广泛关注，即使这类系统可具有严重限制，例如无法准确地测量(例如)采用冲洗的深处的组织温度。然而，rf消融系统的被广泛接受、医学界关于这类系统的广大知识库及转换到新技术且训练新技术所需的显著成本已极大地阻碍辐射测量术的广泛采取。
13.麦卡锡(mccarthy)等人的美国专利第8,926,605号及第8,932,284号描述用于在消融期间以辐射测量方式测量温度的系统，所述美国专利中的每一者的全部内容以引用方式并入本文中。
14.鉴于前文，将期望提供准许对组织深处的温度进行高度辐射测量以利用微波加热实现准确温度测量的系统及方法。
15.将进一步期望提供用于校准这种微波加热及辐射测量系统的系统及方法。
16.另外，将期望提供一种具有用于在消融手术期间检测及/或防止靶组织过热以提高消融系统的功效及安全性的反馈机构的消融系统。
17.虽然存在用以治疗一定范围的疾病的多种基于能量的装置，从而有希望改进结果、降低风险并缩短恢复时间，但仍然有大量机会利用不同技术的能力来实行最优疗法以驱动结果并改进风险分布曲线。


技术实现要素：

18.本发明提供用于消融靶组织以及在消融期间感测参数(例如，温度)的消融系统及方法。在优选实施例中，所述消融系统利用微波能量进行消融。举例来说，用于消融患者体内的靶组织的所述系统可包含具有近端区域及远端区域的导管以及安置在所述导管的所述远端区域处的主要天线。所述主要天线可发射能量来消融所述靶组织，且测量由所述能量发射的结果而产生的辐射计温度。所述系统进一步包含安置在所述导管的所述远端区域处的参考终端，用于测量所述远端区域处的参考温度。所述系统经设计以用于通过例如以受控制可重复方式发射能量来将能量安全及有效地递送到组织中，这允许基于消融期间所测量的所感测参数(例如，组织温度)来进行反馈及能量发射滴定。所述系统可包含安置在所述导管的至少所述远端区域之上的冷却套管。所述冷却套管可耦合到冷却剂源，并准许冷却剂流动经过所述主要天线及所述参考终端，由此在预消融校准期间及在消融手术期间冷却所述主要天线及所述参考终端。以这种方式，在体内消融手术之前的体外校准与所述
消融手术紧密对准，以确保在消融期间对例如靶组织的参数的准确感测。
19.另外，所述系统可进一步包含可操作地耦合到所述主要天线及所述参考终端的处理器。所述处理器可以交错方式致使所述主要导管发射能量并测量辐射计温度以及致使所述参考终端测量参考温度。举例来说，处理器可在第一时间周期内致使所述主要导管发射能量，且在第二时间周期内以交替方式致使所述主要导管测量辐射计温度以及致使所述参考终端测量参考温度。所述第一时间周期可以是所述第一时间周期与所述第二时间周期的和的至少80％。此外，所述处理器可经编程以便以交替方式致使所述主要导管测量辐射计温度以及致使所述参考终端经由电耦合到所述主要天线及所述参考终端的开关来测量参考温度。
20.所述处理器可经编程以基于所述所测量辐射计温度及所述所测量参考温度来计算靶组织温度。此外，所述处理器可经编程以基于所述靶组织温度来估计所述消融手术期间因所述能量发射形成的消融损伤的体积。举例来说，可基于平均靶组织温度或所述靶组织温度的所标绘曲线下面积中的至少一者来估计所述消融损伤体积。此外，所述处理器可进一步准许基于所述消融损伤的所述体积来进行所述能量发射的滴定。另外，所述处理器可调制所述能量发射，使得所述所计算靶组织温度维持在预定阈值内。
21.根据本发明的另一方面，所述处理器可经编程以执行参考终端校准以虑及经由所述主要天线的能量发射期间对所述参考终端的加热，且执行辐射计校准以虑及经由所述主要天线的能量发射期间对邻近所述靶组织的环境的加热。另外，所述处理器可经编程以基于所述所测量辐射计温度及所述所测量参考温度来计算靶组织温度，同时虑及经由所述主要天线的能量发射期间对所述参考终端及邻近所述靶组织的所述环境的加热。
22.举例来说，所述参考终端校准可包含：当所述主要天线及参考终端处于恒温浴槽中时，针对由所述主要天线发射的变化水平的能量，测量由所述参考终端产生的能量发射所造成的输出电压，所述恒温浴槽提供跨越所述主要天线的高流体流，使得邻近所述主要天线的环境的温度保持恒定；以及将所述所测量电压与所述变化水平的能量发射进行比较，以虑及能量发射期间能量发射对所述参考终端的效应。
23.此外，所述辐射计校准可包含：当所述主要天线及所述参考终端处于恒温浴槽中时，响应于以第一噪声水平及第二噪声水平对所述主要天线的撞击分别测量第一温度及第二温度；以及将所述第一温度及所述第二温度与所述第一噪声水平及所述第二噪声水平进行比较，以虑及能量发射期间能量发射对邻近所述靶组织的所述环境的效应。另一选择是，所述辐射计校准可包含：当所述主要天线及参考终端处于具有第一温度的第一浴槽中时，响应于第一辐射计信号而测量第一输出电压及第一温度；当所述主要天线及参考终端处于具有不同于所述第一温度的第二温度的第二浴槽中时，响应于第二辐射计信号而测量第二输出电压及第二温度；以及将所述第一输出电压及所述第二输出电压与所述第一温度及所述第二温度进行比较，以虑及在能量发射期间能量发射对邻近所述靶组织的所述环境的效应。
24.根据本发明的又一方面，所述处理器可经编程以基于所述所测量辐射计温度及所述所测量参考温度来计算靶组织温度，且监控所述靶组织温度以预测及/或检测靶组织温度内的突变，例如，快速的靶组织温度上升，后续接着突然的靶组织温度下降。因此，如果检测到所述突变，则所述处理器可产生警示。此外，所述处理器可经编程以经由所述主要天线
自动调制所述能量发射以，如果预测到所述突变，则降低所述靶组织温度或所述靶组织温度的增加速率中的至少一者。另外，所述系统可进一步包含可操作地耦合到所述处理器的显示器，使得所述处理器致使所述显示器显示所述靶组织温度内的所述突变。
25.根据本发明的另一方面，提供一种用于消融患者体内的靶组织的替代系统。所述系统可包含具有近端区域及远端区域的导管以及具有单极的主要天线。所述主要天线可安置在所述导管的所述远端区域处，且可发射能量来消融所述靶组织并测量作为所述能量发射的结果而产生的辐射计温度。另外，所述系统可包含安置在所述导管的所述远端区域处的参考终端，使得所述参考终端可测量所述远端区域处的参考温度。此外，所述系统可包含可操作地耦合到所述主要天线及所述参考终端的处理器，所述处理器经配置以：经由电耦合到所述主要天线及所述参考终端的开关，以交替方式致使所述主要导管测量辐射计温度以及致使所述参考终端测量参考温度；且基于所述所测量辐射计温度及所述所测量参考温度来计算靶组织温度。
26.所述单极可包含近端辐射元件及远端辐射元件，使得所述近端辐射元件的近端具有经设计以消除所述近端辐射元件的扼流圈作用的短路件。因此，所述开关可安置在所述近端辐射元件与所述远端辐射元件之间。另一选择是，所述开关可安置在所述近端辐射元件的近端区域内，其中所述近端区域接近于所述近端辐射元件与所述远端辐射元件之间的接合处。
27.所述开关可包含第一切换二极管及第二切换二极管。此外，所述开关可进一步包含改进所述靶组织的消融期间所述参考终端与所述辐射计温度的隔离的第三切换二极管。另外，所述开关可包含改进所述参考温度的量测期间所述参考终端与所述辐射计温度的隔离的第四切换二极管。所述第二切换二极管及所述第四切换二极管可与所述主要天线串联并通过微带传输管线隔开。所述系统可进一步包含经定大小及经塑形以装纳所述开关的开关模块。所述开关模块可包含经结构化以可移除地耦合到所述导管的同轴缆线的近端同轴连接器及远端同轴连接器。
附图说明
28.图1是具有迪克(dicke)开关的微波辐射计的简化框图。
29.图2是其中迪克开关及参考终端安置在同轴缆线的在与天线的连接附近的端处的微波加热与温度感测系统的框图。
30.图3是根据本发明的原理构造的示范性微波消融系统的框图。
31.图4a图解说明因图3的系统的微波加热形成的温度场及功率损耗密度的计算机模拟，并且图4b图解说明切割平面温度分布。
32.图5a图解说明其中参考终端安置在辐射计天线的偶极之间的示范性微波消融系统，且图5b图解说明图5a的微波消融系统的切换网络，并且图5c图解说明图5a的微波消融系统。
33.图6图解说明根据本发明的原理构造的示范性微波消融系统的微波辐射元件的基本偶极。
34.图7图解说明根据本发明的原理的示范性微波消融系统的微波辐射元件的平衡不平衡变压器。
35.图8是根据本发明的原理构造的示范性微波消融系统的辐射计天线的剖视图。
36.图9a图解说明根据本发明的原理构造的示范性微波消融系统的微波辐射元件的背对背平衡不平衡变压器。
37.图9b图解说明根据本发明的原理的具有切换二极管的图9a的背对背平衡不平衡变压器及参考终端电阻器。
38.图10a图解说明当示范性微波消融系统的二极管被偏置为接通时组织中的功率耗散，并且图10b图解说明当示范性微波消融系统的二极管被偏置为关断时组织中的功率耗散。
39.图11是根据本发明的原理构造的平衡不平衡变压器的三导体传输管线的横截面。
40.图12图解说明根据本发明的原理的示范性微波消融系统的经囊封未封装二极管。
41.图13图解说明具有根据本发明的原理构造的冷却剂套管的示范性微波消融系统。
42.图14是图解说明根据本发明的原理的消融靶组织的步骤的流程图。
43.图15是图解说明根据本发明的原理的示范性参考终端校准的步骤的流程图。
44.图16a是图解说明根据本发明的原理的示范性辐射计校准的步骤的流程图。
45.图16b是图解说明根据本发明的原理的替代示范性辐射计校准的步骤的流程图。
46.图17是图解说明根据本发明的原理进行的消融手术的温度对时间的图表。
47.图18a是图解说明根据本发明的原理进行的消融手术的消融损伤体积对平均靶组织温度的图表。
48.图18b是图解说明根据本发明的原理进行的消融手术的消融损伤体积对靶组织温度的辐射计曲线下面积的图表。
49.图19是图解说明靶组织温度内的突变状况的图表。
50.图20图解说明指示同质组织中经诱发热损伤的数据。
51.图21a到21c图解说明使用根据本发明的原理的消融系统进行散热器测试的结果。
52.图22图解说明使用根据本发明的原理进行的消融手术对牛肝进行散热器测试的结果。
53.图23图解说明使用根据本发明的原理进行的消融手术对牛肝进行肺消融测试的结果。
54.图24a图解说明指示由肺消融测试造成的辐射计auc的数据，并且图24b图解说明指示由肺消融测试造成的所递送能量的数据。
55.图25a图解说明示范性微波消融系统的微波辐射元件的基本偶极。
56.图25b图解说明根据本发明的原理将图25a的基本偶极转换成单极。
57.图25c图解说明根据本发明的原理构造的细单极。
58.图26a图解说明根据本发明的原理的其中切换网络安置在单极内的示范性微波消融系统。
59.图26b图解说明图26a的微波消融系统的切换网络。
60.图26c图解说明图26a的微波消融系统的替代切换网络。
61.图27a及27b图解说明根据本发明的原理的其中切换网络被推回的示范性微波消融系统。
62.图28a到28c图解说明根据本发明的原理构造的示范性开关模块。
63.图29图解说明根据本发明的原理构造的示范性开关衬底。
具体实施方式
64.鉴于前文，将期望提供采用辐射测量术系统(例如，微波辐射测量术系统)进行温度测量及控制的用于治疗活体组织的系统及方法。根据本发明的一个方面，提供用于在微波消融期间以辐射测量方式测量温度(即，基于来自辐射计的信号来计算温度)的系统及方法。在微波消融系统中，天线确定消融信号功率如何在靶组织内分布。这可量化为功率损耗密度。在辐射感测系统中，天线的工作正好相反，其中功率损耗密度变成了功率源密度。总的所接收功率是测量体积中所有功率源的和。对于传输或消融情形，功率源的相对所接收量值与功率损耗的相对耗散量值相同。
65.与在现有商业消融系统中所使用的标准热电偶技术不同，辐射计可提供关于深处(其中发生组织消融)的组织温度的有用信息且因此在临床医生消融靶组织的所选择区域时向临床医生提供关于组织损坏延伸范围的反馈。具体来说，本公开通过提供用于靶组织的微波消融且在消融期间测量靶组织的温度的经改进系统及方法来克服先前已知系统的缺点。此外，本公开提供用于进行以下操作的经改进系统及方法：校准消融系统以虑及能量发射对参考终端及邻近天线的环境的影响；估计消融损伤体积；以及检测及/或预测指示消融系统的非期望加热及/或移动的突变状况，由此改进系统的安全性及功效。本文中所描述的新颖发明可广泛应用于基于导管/探针的疗法，包含但不限于血管系统中的靶标以及肝、肾、前列腺及肺中的软组织靶标。举例来说，本文中所描述的本发明的原理可并入到已知消融系统中，例如neuwave
tm
微波消融系统(可自爱惜康(ethicon)、强生公司分部(part of johnson&johnson)、新泽西州布里奇沃特(bridgewater，new jersey)及俄亥俄州辛辛那提(cincinnati，ohio)购得)。
66.对靶组织的微波加热及作为监测被加热组织的温度的手段的微波辐射测量术确保递送了所期望温度以充分治疗靶组织并实现治疗目标，且描述于allison的美国专利申请公开案第2019/0365466号中，所述公开案的全部内容通过引用方式并入本文中。具体来说，加热及温度感测是借助导管使用两个功能所共享的单个天线来完成的。微波加热可针对靶组织。与微波发生器共享天线的以相同频率及时间操作的辐射计感测来自环绕天线的区域的微波发射且将这些微波发射转换为组织温度。在这种情形中，所监测的组织的体积包含(例如)肿瘤性肺组织。算法使靶区域处的温度与体积温度读数相关。
67.然而，使用辐射测量术及微波加热来实现准确温度测量存在障碍。这些是由辐射计与天线之间的相对长的同轴缆线中的耗散性损耗造成的。通常的方法使用了将被加热的靶组织的未知温度与辐射计中已知温度的内部参考进行比较的迪克辐射计。辐射计输出电压是：
[0068]vrad
＝(t
tissue-t
reference
)
×
斜率+偏移
[0069]
其中，斜率是每度灵敏度的伏特数，并且偏移是所有固定误差的和。这些常数通过使用热输入终端及冷输入终端进行校准来确定。
[0070][0071]
图1图解说明具有迪克辐射计的这种系统的简化框图。如图1中所展示，使用了选
择天线输入28或内部参考输入(例如，参考温度终端30)的输入开关(例如，迪克开关32)。所述方法之所以受欢迎是因为在迪克开关32后面的测量路径中的一切是来自天线输入28的靶测量及来自参考温度终端30的参考测量两者所共同的，且大多数可能测量误差都会从计算中剔除。
[0072]
天线导管的问题是伸展导管的长度的同轴缆线中的耗散性损耗。由缆线损耗造成的发射不可与天线所接收的发射区分。辐射计测量与缆线温度组合的天线温度。问题因期望需要高损耗的小直径导管、小直径同轴缆线及由一些发生器功率的耗散导致的对同轴缆线的加热而加重。
[0073]
在图2的框图中揭示解决方案。如图2中所图解说明，迪克开关34及参考终端36已被移出到同轴缆线(例如，在主要导管缆线的远端处的短柔性缆线38)的在与天线40的连接附近的端。现在，同轴缆线是来自天线40的靶测量与来自参考终端36的参考测量两者的一部分且从同轴缆线耗散的热会从温度计算中剔除。然而，方案会因对参考的加热(归因于参考接近于加热缆线)而出现某种错误。
[0074]
为了克服先前已知辐射测量术系统的缺点，本发明集成集成到天线中的迪克开关辐射计功能。举例来说，现参考图3，提供图解说明根据本发明的原理构造的微波加热与温度感测系统10的框图。如图3中所展示，发生器12通过传输/接收(t/r)开关16后续接着天线开关偏置双工器18将消融能量供应到切换天线22。发生器12可以是任何先前已知的可商购获得的消融能量发生器，例如，微波能量发生器，由此使得能够在减少资本支出的情况下采用辐射测量技术。
[0075]
而且，辐射计24经由缆线20(例如，同轴缆线)从切换天线22接收温度测量。切换天线22包含：主要天线，其具有用于发射微波能量且用于测量邻近所述主要天线的组织的温度的一或多个微波辐射元件；及参考终端，其用于测量参考温度。另外，切换天线22包含集成于其中以用于检测经受消融的组织的体积温度的切换网络，例如，迪克开关。所述切换网络在来自切换天线22的指示主要天线的所测量辐射计温度(例如，在消融手术期间邻近主要天线的组织的温度)的信号与来自切换天线22的参考终端的指示所测量参考温度的信号之间进行选择。由于切换网络集成于切换天线22内，且距缆线20及切换天线22的连接点充分远，因此避免缆线20对参考终端的加热。
[0076]
开关16及天线开关偏置双工器18可连同用于取决于开关16的状态而从切换天线22接收温度测量的辐射计24一起安置于手柄14内。举例来说，开关16可处于消融状态中，使得微波功率可从发生器12传输到切换天线22，或者开关16可处于测量状态中，使得辐射计24可从切换天线22(例如，从主要天线及/或参考终端)接收温度测量。因此，开关偏置双工器18可处于主要天线状态中，使得辐射计24可从主要天线接收温度测量，或者开关偏置双工器18可处于参考终端状态中，使得辐射计24可从参考终端接收温度测量。手柄14可以是可重复使用的，而缆线20及切换天线22可以是一次性的。
[0077]
系统10进一步包含控制器26，控制器26经由(例如)手柄14及缆线20耦合到发生器12及切换天线22以在其之间协调信号。控制器26由此向发生器12提供操作所需的信息，在临床医生的控制下将消融能量传输到切换天线22，且可在组织被消融时经由温度显示器显示组织深处的温度，以供临床医生使用。可基于切换天线22使用计算机算法所测量的信号来计算所显示温度。因此，控制器26包含具有用于存储将由控制器26执行的指令的存储器
的处理器。处理器可包括一或多个可商购获得的微控制器单元，所述微控制器单元可包含可编程微处理器、易失性存储器、用于存储编程的非易失性存储器(例如eeprom)以及用于存储固件的非易失性存储器(例如快闪存储器)。处理器的存储器存储程序指令，当由处理器执行时，所述程序指令使得处理器及系统10的功能组件提供本文中归于其的功能性。处理器被配置为可编程的，使得编程数据被存储在处理器的存储器中或者可经由网络访问。如所属领域的技术人员将容易理解，虽然图3被图解说明为展示一个控制器，但处理器可包含在单个位置/外壳或者多个位置/外壳中使用的多个处理器。此外，图3中的可重复使用的设备可装纳在共同外壳或单独外壳中。
[0078]
处理器可引导开关16在如上文所描述的消融状态与测量状态之间移动。举例来说，当开关16处于消融状态中时，处理器可致使切换天线22的主要天线发射微波能量，并且当开关16处于测量状态中时，处理器可致使辐射计24从切换天线22(例如从主要天线及/或参考终端)接收指示温度测量的信号。另外，处理器可引导开关偏置双工器18在如上文所描述的主要天线状态与参考终端状态之间移动。举例来说，当开关偏置双工器18处于主要天线状态中时，处理器可从切换天线22的主要天线接收指示所测量辐射计温度的信号，例如消融手术期间邻近切换天线22的组织的温度，并且当开关偏置双工器18处于参考终端状态中时，从切换天线22的参考终端接收指示所测量参考温度的信号。因此，处理器可基于信号来计算经受消融的组织的体积温度。此外，作为反馈环路的一部分，处理器可基于经受消融的组织的所计算体积温度来调制经由主要天线43发射的能量水平，以确保靶组织的温度维持在预定阈值内。
[0079]
根据本发明的一个方面，处理器引导开关16在消融周期的大部分消融周期(例如大于50％、大于75％、大于80％或优选地大于90％)内位于消融状态中，以最大化所耗散的功率。因此，处理器可引导开关16在消融周期的剩余消融周期(例如分别小于50％、小于25％、小于20％或优选地小于10％)内位于测量状态中。此外，在消融周期期间，当开关16处于测量状态中时，处理器可引导开关偏置双工器18在位于主要天线状态与参考终端状态之间交替。
[0080]
举例来说，在一秒的周期中，处理器可引导开关16在900毫秒内位于消融状态中，使得主要天线在900毫秒内向靶组织发射微波能量，且然后引导开关16在100毫秒内位于测量状态中。在开关16处于测量状态中的100毫秒期间，处理器可引导开关偏置双工器18每隔例如1、2、3、4或5毫秒在主要天线状态与参考终端状态之间交替。如所属领域的技术人员将理解，处理器可引导开关16在超过或少于900毫秒内位于消融状态中，并且处理器可引导开关偏置双工器18在包含小于1毫秒或大于5毫秒的任何时间的每个时间周期内交替。此外，切换组件中的至少一者(例如开关16及开关偏置双工器18)可集成于切换天线22中，如下文进一步详细描述。
[0081]
微波功率从发生器12沿着导管中的缆线20向下传播到在导管尖端处的切换天线22。微波功率从切换天线22的主要天线向外辐射到靶组织(例如，靶肺组织，例如肿瘤)中。在其它实例中，例如在消融系统用于去神经的情况下，引入器装置可用于在体腔内递送导管，且间隔器装置可用于确保切换天线22部署在体腔的近似中心中。在体温下流动穿过体腔的血量可冷却与血液直接接触的体腔的表面。另外或另一选择是，通过导管的冷却剂内腔引入的来自身体外侧的冷却剂可用于冷却体腔的表面的表面。内腔壁以外的未经历这一
冷却的组织变热。供应充足微波功率以将靶组织(例如，神经区)加热到破坏靶组织的温度。
[0082]
在图4中展示因微波加热形成的温度场的计算机模拟。图4图解说明穿过切换天线及周围组织的切割。效应在天线周围是对称的，因此仅展示切割平面的二分之一。沿着径向管线穿过峰值温度的温度展示靶组织内的温度。温度在组织内侧在组织表面附近上升且在靶组织附近的深度处达到最大值。图4还图解说明切换天线所感知的微波功率损耗密度图案。由于切换天线及频率对于发生器及辐射计两者是共同的，因此针对两个功能所产生的图案是一致的并且辐射计以最优方式监测经加热区域。
[0083]
现参考图5a到5c，提供微波消融系统10的切换天线22。切换天线22包含用于微波加热及温度感测两者的主要天线43，以及用于测量参考温度(例如，邻近切换天线22的温度)的参考终端48。举例来说，切换天线22的主要天线43包含一或多个微波辐射元件，例如，第一微波辐射元件44a及第二微波辐射元件44b，所述一或多个微波辐射元件经设计以经由缆线20从发生器12接收功率，且以足以消融靶组织的水平将微波能量发射到周围靶组织中。
[0084]
切换天线22的主要天线43进一步包含用于检测来自环绕天线的区域(例如，由微波辐射元件44a、44b形成的一或多个电路)的微波发射的构件，且将这些微波发射转换为邻近切换天线22的组织的温度(即，辐射计温度)。切换天线22进一步包含用于测量参考温度的参考终端48。另外，切换天线22集成安置在切换天线22的主要天线43的微波辐射元件44a、44b的偶极半体之间的切换网络42(例如迪克开关)。如上文所详细描述，处理器可引导切换网络42在准许经由主要天线43的微波能量发射与准许经由主要天线43或参考终端48的温度测量之间交替。
[0085]
体积温度输出将是辐射计温度(例如，环绕主要天线43的经加热组织的温度)与由参考终端48测量的参考温度之间的差。可基于来自主要天线43的微波辐射元件44a、44b的指示所测量辐射计温度的信号及来自参考终端48的指示所测量参考温度的信号使用算法(例如美国专利第8,932,284号及第8,926,605号中所描述的那些算法，所述两个美国专利以引用方式并入本文中)来计算体积温度输出。
[0086]
具体来说，所有切换组件(例如，切换二极管46a、46b及参考终端48)位于两个天线偶极半体的接合处。两个天线偶极半体之间的接合处可具有(例如)不多于5mm且优选地不多于3mm的长度。因此，微波消融系统10的集成天线/开关配置是物理上更短且更柔性的。通过将切换二极管46a、46b偏置为接通或关断而来切换二极管46a、46b，且将切换二极管46a、46b一致地切换到相同状态。因此，仅需要单个偏置源且所述单个偏置源可经由缆线20的导体操作地耦合到切换二极管46a、46b。切换二极管46a、46b可以是(例如)微波pin二极管，且在接通状态中以小正向电流来偏置或在关断状态中以负电压来反向偏置。
[0087]
另外，提供微波扼流圈布置52以最小化微波能量的辐射图案从微波辐射元件44a、44b到同轴导管轴件上的折返。通过在主要天线43的馈送点处将近端偶极半体(例如，微波辐射元件44a)连接到缆线20来形成扼流圈。在微波辐射元件44a与缆线20之间形成同轴结构，这在主要天线43与缆线20之间产生开路扼流圈。
[0088]
通过颠倒施加到缆线20的中心导体39的偏置电流的极性来选择来自主要天线43或来自参考终端48的输入。取决于偏置极性，串联连接的切换二极管46a、46b是传递微波信号的小电阻或阻挡信号的小电容。电阻器(例如，偏置组件53)使偏置电流通过缆线110的外
导体41返回。偏置电流双工器将偏置供应到身体外侧的导管的近端。
[0089]
芯片级切换组件(二极管、电阻器及电容器)非常小且驻存于微波辐射元件44a、44b的偶极半体之间的短空间中的陶瓷卡上。缆线20及天线结构由可导航穿过密闭通道的柔性材料形成。唯一刚性区段可以是长度不超过约3mm的切换网络42。
[0090]
系统10适合用于例如肺组织消融的应用，其中参考终端48必须确立参考温度。出于此原因，参考终端48位于天线结构的近端侧上，使得温度传感器不必须跨过主要天线43的馈送点(这可扰乱天线辐射图案)。由外导体41形成的热电偶电路及端接在参考终端48的参考电阻器附近的非常细的相异金属线可用于这一目的。
[0091]
如图6中所图解说明，微波辐射元件44a、44b是经由缆线20从发生器12接收功率的基本偶极。如图6中所展示，微波辐射元件44a、44b可具有圆柱形形状。如所属领域的技术人员将理解，微波辐射元件44a、44b可具有包含螺旋绕组的其它形状。平衡不平衡变压器位于微波辐射元件44a、44b中的每一者内。所述平衡不平衡变压器将单端传输管线系统变换为平衡系统，如图7中所展示，图7图解说明平衡不平衡变压器54a。
[0092]
现在参考图8，提供替代示范性微波消融系统60。微波消融系统60被构造为类似于图3的微波消融系统10，其中相似组件由相似带撇号参考数字识别。举例来说，缆线20'与缆线20对应，切换天线22'与切换天线22对应，主要天线43'与主要天线43对应，微波辐射元件44a'、44b'与微波辐射元件44a、44b对应，切换二极管46a'、46b'与切换二极管46a、46b对应，并且参考终端48'与参考终端48对应。如图8中所展示，平衡不平衡变压器54a、54b分别位于微波辐射元件44a、44b中的每一者内。
[0093]
微波消融系统60与微波消融系统10的不同之处在于：参考终端48'安置在第二微波辐射元件44b'的远端。具体来说，切换天线22'将切换网络(例如，包含切换二极管46a'、46b'的迪克开关)集成到主要天线43'中，这允许参考终端48'从主要天线43'的远端突出。因此，可在例如肾去神经的应用中使用系统60，其中参考终端48'可通过血流维持在体温下。
[0094]
主要天线43'的结构是唯一的，因为其将辐射计迪克开关功能集成到柔性远程天线中且使辐射计参考终端48'从主要天线43'突出到稳定温度区域(例如，血流路径)中。体积温度输出将是辐射计温度(例如，环绕主要天线43'的经加热组织的温度)与参考温度(例如，由血流经由参考终端48'例如在肾动脉中提供的已知稳定体温)之间的差。可基于来自主要天线43'的微波辐射元件44a'、44b'的指示所测量辐射计温度的信号及来自参考终端48'的指示所测量参考温度的信号使用算法(例如美国专利第8,932,284号及第8,926,605号中所描述的那些算法，所述两个美国专利以引用方式并入本文中)来计算体积温度输出。
[0095]
如图9a中所图解说明，微波辐射元件44a'、44b'包含两个背对背平衡不平衡变压器54a、54b。如图9b中所展示，两个切换二极管(例如，切换二极管46a'、46b')集成于主要天线43'的微波辐射元件44a'、44b'内。切换二极管46a'定位于平衡不平衡变压器54a、54b之间，并且切换二极管46b'定位于平衡不平衡变压器54b的远端，例如，平衡不平衡变压器54b与参考终端48'之间(未展示)。当切换二极管46a'、46b'闭合时，单端输入变换为连接到微波辐射元件44a'、44b'的平衡输出。平衡不平衡变压器54a短接在主要天线43'的远端处，且因此在平衡输出处变换为开路。当切换二极管46a'、46b'断开(如图9a中所展示)时，未做出变换且结构成为到达主要天线43'的远端(其中定位有参考终端，例如，参考终端48'，如图
9b中所图解说明)的直通传输管线路径。
[0096]
图9b图解说明切换天线22'，切换天线22'具有：背对背平衡不平衡变压器54a、54b，切换二极管46a'、46b'集成于其中；及参考终端48'，其具有偏置阻挡电容器56及参考终端电阻器58。如图9b中进一步展示，连接62a连接到微波辐射元件44a'，且连接62b连接到微波辐射元件44b'。通过将切换二极管46a'、46b'偏置为接通或关断来致动切换二极管46a'、46b'，且将切换二极管46a'、46b'一致地切换到相同状态。因此，仅需要单个偏置源且所述单个偏置源可经由缆线20的导体操作地耦合到切换二极管46a'、46b'。
[0097]
切换二极管46a'、46b'可以是(例如)微波pin二极管，且在接通状态中以小正向电流来偏置或在关断状态中以负电压来反向偏置。偏置阻挡电容器56防止偏置电流在参考终端48'的参考终端电阻器58中耗散。参考终端电阻器58可位于距微波辐射元件44a'、44b'的平衡不平衡变压器54a、54b的任一距离处以最小化参考终端48'的加热，只要连接传输管线具有与参考终端电阻器58的电阻器值相同的特性阻抗。
[0098]
现参考图10a及10b，提供针对切换二极管46a'、46b'的两个开关位置(例如，接通及关断)的天线功率损耗密度图案。举例来说，图10a图解说明当切换二极管46a'、46b'被偏置为接通时在操作切换天线22'期间组织中的功率耗散。如图10a中所展示，靶组织内的预定深度(例如，其中定位有待消融的靶组织)处的组织体积被加热到足够用于消融的所期望温度。图10b图解说明当切换二极管46a'、46b'被偏置为关断时组织中的功率耗散，且因此未展示耗散，这指示切换天线22'仅检测参考终端48'。
[0099]
为了克服构造平衡不平衡结构且将切换二极管安装在柔性小直径导管中的挑战，三导体传输管线结构用于形成平衡不平衡变压器54a、54b，如图11中所展示。如图11中所图解说明，薄的柔性电介质衬底64包含印刷于衬底64的顶部表面上的中心导体66及印刷于衬底64的底部表面上的两个分裂接地导体68a、68b。衬底64可以是(举例来说)至多0.005”厚，且优选地高达0.005英寸厚。另外，衬底64的电介质常数相对高，例如，大约至少10。传输管线阻抗是导体的宽度及分裂接地导体68a、68b之间的间隙的大小的函数。
[0100]
切换天线22'在递送到靶组织部位期间可需要屈曲，例如，从股动脉转向肾动脉。为了使切换天线22'的几何结构保持较小，使用未封装二极管且将未封装二极管囊封以在主要天线43'屈曲时防止损坏。举例来说，图12图解说明位于顶部侧电路迹线72上的二极管芯片70及丝带连接76，以及囊封剂74。另外，图12图解说明连接到微波辐射元件44a'的连接62a，及连接到微波辐射元件44b'的连接62b。
[0101]
在其中主要天线43'在衬底的一个平面中是坚硬的实施例中，主要天线43'在至少一个平面中具有柔性，使得其可导航(例如)患者的动脉中的弯曲部。举例来说，主要天线43'在衬底64的平面中可以是相对坚硬的，但可在垂直于衬底64的平面中卷曲。这被认为是足够的柔性，从而仅需要导管经扭转从而以所期望弯曲部的方向将其定向。因此，主要天线43'的结构允许主要天线43'在至少一个平面中且优选地在两个平面中是柔性的。泡沫电介质可用于在微波辐射元件44a'、44b'下方填充衬底64上面及下面的区域。编织金属屏蔽层还可用于在微波辐射元件44a'、44b'下方覆盖平衡不平衡变压器54a、54b。
[0102]
现参考图13，提供上面安置有冷却剂套管的示范性消融系统。如图13所展示，冷却剂套管80可安置在缆线20及切换天线22之上。冷却剂套管80可包含内管82，内管82具有经定大小及经塑形以围绕缆线20及切换天线22并准许冷却剂从中流动穿过的通道84。内管82
可与缆线20及切换天线22同轴。另外，冷却剂套管80可包含外管86，外管86具有经由接合腔89与内管82的通道84流体连通的通道88，使得冷却剂可流动经过通道84、接合腔89，并在图13中所图解说明的箭头方向上经由通道88流出。如图13中所展示，外管86也可与缆线20及切换天线22同轴。因此，冷却剂套管86的近端可流体地连接到冷却剂源。当冷却剂流动经过切换天线22时，冷却剂冷却切换天线22的表面，并防止对切换天线22的加热超过预定量。冷却剂套管80可允许闭环冷却，使得冷却剂维持在冷却剂套管80内，并且不会排出到患者的身体内。如下文进一步详细描述，冷却剂套管86还可用于防止在预消融校准期间对参考终端42的加热超过预定量。冷却剂还可用于冷却被消融的组织的表面，由此允许能量沉积到靶组织的更深处。因此，是在组织深处而不是在表面处达到峰值温度，如图4b所展示。
[0103]
现参考图14，提供根据本发明的原理的用于消融靶组织的示范性方法100。在预消融期间，在步骤101处，系统的处理器可执行参考终端校准以虑及微波能量发射对参考终端的效应。举例来说，在主要天线43(例如，切换天线22外部的参考温度传感器(热电偶))与参考终端42(例如，切换天线22内的微波参考终端)之间存在温度偏移。所述偏移是主要天线43与参考终端42之间热电阻的函数。参考终端42的加热是由主要天线43中所施加的少量微波消融功率的耗散引起的。参考终端42的校准涉及使用辐射计24来测量参考终端42的温度上升，同时保持在恒定温度下测量邻近切换天线22的组织。
[0104]
图15图解说明用于执行参考终端校准的示范性方法步骤101。在步骤108处，切换天线22位于恒温浴槽中，所述恒温浴槽充当耗散组织。实际上，正常温度测量是反向进行的，其中已知参考是主要天线43所看到的水浴槽，并且未知参考是参考终端42。在步骤109处，可在浴槽中提供高的循环流体流，使得切换天线22周围的环境不会被加热，因为高流体流动带走了由主要天线43发射的微波能量所产生的所有热。在步骤110处，经由主要天线22发射变化水平的微波能量，归因于微波能量穿过缆线/电路，这使得参考终端42被略微加热，并且对于变化水平的能量发射中的每一者，测量由参考终端42产生的能量发射所造成的电压。如上文所阐述，归因于跨越主要天线43的高流动浴槽，当发射变化水平的微波能量时，切换天线22周围的环境不会被加热。在步骤111处，将所测量电压与变化水平的能量发射进行比较，以虑及在经由主要天线43的能量发射期间能量发射对参考终端42的效应。具体来说，参考终端42的温度相对于外部温度传感器的比较揭露与所施加微波功率的线性关系，其斜率是热电阻。这一热电阻常数乘以所施加功率水平，得到消融期间参考终端42的温度。
[0105]
再次参考图14，在预消融期间，在步骤102处，系统的处理器可执行辐射计校准，以虑及在经由主要天线43的能量发射期间微波能量发射对邻近靶组织的环境的效应。辐射计校准提供在能量发射期间确定由辐射计42感测的微波能量对邻近靶组织的环境温度的能力。
[0106]
现参考图16a，提供用于执行参考终端校准的示范性方法102。在步骤112处，切换天线22位于恒温浴槽中。在步骤113处，使用已被校准到温度的已知微波噪声源，以第一噪声水平撞击主要天线43以形成第一已知温度，并且在步骤114处，测量第一温度。在步骤115处，使用已校准到温度的已知微波噪声源，以不同于第一噪声水平的第二噪声水平撞击主要天线43，以形成第二已知温度，并且在步骤116处，测量第二温度。因此，在这一辐射计校准期间，参考终端42无需被冷却。在步骤117处，将第一所测量温度及第二所测量温度与第
一噪声水平及第二噪声水平进行比较，以校准经由主要天线43的能量发射对邻近切换天线22的环境的效应。此外，在测量第一温度及第二温度时，可记录由参考终端42产生的能量发射所造成的第一输出电压及第二输出电压，使得第一温度与第二温度之间的温度差除以电压差提供辐射计24的每伏特度数灵敏度。
[0107]
现参考图16b，提供用于执行参考终端校准的替代示范性方法102'。在步骤118处，切换天线22位于具有第一已知温度的第一浴槽中。在步骤119处，将辐射计信号施加到主要天线43，并且在步骤120处，测量由参考终端42响应于辐射计信号的施加而产生的能量发射所造成的第一输出电压。在步骤121处，切换天线22位于具有不同于第一温度的第二已知温度的第二浴槽中。在步骤122处，再次将辐射计信号施加到主要天线43，并且在步骤123处，测量由参考终端42响应于辐射计信号的施加而产生的能量发射所造成的第一输出电压。如上文所描述，可准许冷却剂流动跨过切换天线22，由此冷却切换天线22。因此，当放置在具有不同温度的两个不同浴槽中时，参考终端42的温度并未发生变化，唯一温度上升是邻近切换天线22的未知环境的温度上升。在步骤124处，将第一所测量输出电压及第二所测量输出电压与第一已知温度及第二已知温度进行比较，以校准经由主要天线43的能量发射对邻近切换天线22的环境的效应。如所属领域的技术人员将理解，用户可使用辐射计校准方法102或102'，并且可进一步以任何优选次序执行参考终端校准步骤101及辐射计校准方法102、102'。
[0108]
再次参考图14，在步骤103处，切换天线22位于邻近靶组织(例如肺组织)处。在步骤104处，如上文所描述，所述过程以交错方式在准许主要天线43发射微波能量与准许主要天线43测量作为主要天线43经由切换天线22的切换网络发射能量的结果而产生的辐射计温度之间切换。在步骤105处，处理器在准许主要天线43测量辐射计温度与准许参考终端42测量参考温度之间切换。举例来说，如上文所描述，在一个消融周期(可根据需要重复)中，主要天线43可在超过90％的消融周期内发射微波能量，以最大化功率耗散，并且主要天线43及参考终端42可在消融周期的剩余消融周期内分别交替及测量辐射计温度及参考温度。在步骤106处，处理器可基于所测量辐射计温度及所测量参考温度，使用上文所描述的经校准值来计算靶组织温度，以虑及能量发射对参考终端42的效应以及在经由主要天线43的能量发射期间微波能量发射对邻近靶组织的环境的效应。举例来说，图17是图解说明微波消融期间所测量靶组织温度的图表。
[0109]
再次参考图14，在步骤107处，处理器可基于靶组织温度来估计在消融手续期间由经由主要天线43的微波能量发射造成的消融损伤的体积。具体来说，可基于平均靶组织温度或靶组织温度的所标绘曲线下面积中的至少一者来估计在消融手术期间由能量发射形成的消融损伤的体积。举例来说，图18a图解说明标绘平均靶组织温度对所估计消融损伤体积的图表，而图18b图解说明标绘靶组织温度的辐射计所标绘曲线下面积对所估计消融损伤体积的图表。此外，所估计消融损伤体积可用于准许进行能量发射的滴定，以实现所期望治疗目标。
[0110]
现参考图19，可经由编程到上文所描述的处理器中的算法来检测及/或预测突变状况，例如蒸汽突变。如图19中所展示，突变状况90指示快速的靶组织温度上升，后续接着突然的靶组织温度下降。突然下降可表示切换天线移出位置，并且因此不再对靶组织进行加热。因此，当处理器实时监测靶组织温度时，处理器能够检测靶组织温度何时上升过快，
或者以超出预定阈值的方式上升，并预测将观察到突变状况。当检测到或预测到突变状况90发生时，处理器可自动切断加热及/或产生警示以警示用户存在问题。
[0111]
另外或另一选择是，处理器可经编程以响应于突变状况的检测或预测来自动调制经由主要天线22的能量发射，由此防止靶组织的过热及/或其它问题。举例来说，如果预测到突变，则可调制经由主要天线的能量发射以降低靶组织温度或靶组织温度的增加速率中的至少一者。突变状况的检测及预测改进了本文中所描述的消融系统的安全性及功效。此外，处理器可耦合到显示器，用于显示靶组织温度的监测使得用户可将靶组织温度内的突变状况可视化。另外，可藉由调制功率将温度控制到所设置温度点，以实现恒定温度。
[0112]
下文所论述的临床测试结果证实了本文中所描述的微波加热及测量系统的功效。举例来说，图20图解说明指示同质组织中微波消融诱发的热损伤的数据。
[0113]
图21a到21c图解说明使用根据本发明的原理的消融系统的散热器测试结果。举例来说，玻璃管位于消融的场中，以从加热区带带走热。这将模拟血管。如图21a到21c中所展示，与当管(或散热器)中的流动闭合时相比，当管(或散热器)中的流动敞开时，获得较低辐射计曲线下面积(“rad auc”)。这与较小损伤大小相关。因此，即使当存在散热器(例如血管)将热从消融区域带走时，也可确定损伤的体积。已知方法仅准许用户控制功率并设置功率水平及时间，这不允许用户确定热是否有效地被加热及破坏组织。举例来说，用户无法知道是有十个脉管带走热(并产生较小损伤)还是没有脉管带走热。根据本发明的原理，用户可更精确地预测存在例如血管的散热器时的损伤大小。
[0114]
图22图解说明使用根据本发明的原理进行的消融手术对牛肝进行散热器测试的结果。具体来说，模拟了散热器的更极端实例。天线位于组织的表面正下方，并且组织位于水浴槽中。因此，在一个侧上，天线看到所有组织，而在另一侧上，天线看到较少组织并且大多数是水/盐水。另外，水中的流动是为了带走水中的热而形成的，这是散热的一种极端方式。再次在此处，辐射计可检测何时有大量散热器，其中天线靠近表面且水将热带走(低auc)，以及何时没有散热器(完全嵌入组织中)，并且因此形成更高加热及更高auc。
[0115]
图23图解说明使用根据本发明的原理进行的消融手术对牛肝进行肺消融测试的结果。与上文所论述的非常同质的肝组织相比，肝组织是非同质的，例如具有气穴及结缔组织等。如图23所展示，根据本发明的原理构造的微波消融系统可进一步用于非同质组织，以预测与损伤体积具有强auc相关性的消融损伤体积。此外，图24a图解说明指示由肺消融测试造成的辐射计auc的数据，并且图24b图解说明指示由肺消融测试造成的所递送能量的数据。具体来说，图24a图解说明辐射计auc对直径、长度及体积(从左到右)的回归图，并且图24b图解说明所递送微波能量对直径、长度及体积(从左到右)的回归图。
[0116]
现参考图25a，提供示范性微波消融系统的切换天线的微波辐射元件的基本偶极。具体来说，图25a图解说明与图5a的切换天线22类似地构造的切换天线，其中为了清楚起见省略了切换网络。如图25a中所展示，切换天线包含微波辐射元件44a、44b，从而形成切换天线的两个偶极半体。如上文所描述，微波辐射元件44a的近端处的微波扼流圈装置52使微波能量的辐射场图案从微波辐射元件44a、44b到同轴导管轴件上的折回最小化。是通过在切换天线的馈送点处将近端偶极半体(例如微波辐射元件44a)连接到缆线20上来形成扼流圈。在微波辐射元件44a与缆线20之间形成同轴结构，这导致切换天线与缆线20之间的开路扼流圈。
[0117]
如图25b中所展示，通过将微波辐射元件44a”的近端短路以消除微波辐射元件44a”的扼流圈作用，可将图25a的切换天线的基本偶极转换成单极。因此，微波辐射元件44a”及44b”可形成单极。如图25c中所展示，单极可具有与缆线20”类似的直径，由此提供总体上更小直径的切换天线。单极的辐射折回模式是可容忍的，因为本文中所描述的应用可需要较小直径的装置。
[0118]
现参考图26a，图解说明图25b及25c的切换天线，其中描绘了切换网络42”。如图26a中所展示，切换网络42”可位于微波辐射元件44a”、44b”之间的接合处。如图26b中所展示，除了切换网络42”可进一步包含除了第一切换二极管46a”及第二切换二极管46b”以外另有的第三切换二极管46c以及额外偏置元件53”，切换网络42”可被构造为类似于图5b的切换网络42。第三切换二极管46c可改进参考终端48”与辐射计温度的隔离，例如，在靶组织的消融期间归因于消融引起的组织加热。
[0119]
现参考图26c，提供另一替代切换网络。切换网络42”'进一步包含除了第一切换二极管46a”、第二切换二极管46b”及第三切换二极管46c'以外另外的第四切换二极管46d。第四切换二极管46d可改进测量参考温度期间参考终端48”'与辐射计温度的隔离。如图26c中所展示，第四切换二极管46d及第二切换二极管46b可与主要天线(例如微波辐射元件44b)串联，并由切换网络衬底上的微带传输管线92隔开。微带传输管线92可改进由两个切换二极管46b、46d实现的隔离，这对于使用较高消融频率的应用可能尤其有用。如所属领域的技术人员将理解，切换网络42”'可替换图26a的切换天线中的切换网络42”。
[0120]
现参考图27a及27b，图解说明图26a的切换天线，其中切换网络42”从单极尖端被推回，以在主要天线(例如微波辐射元件44b”)处或附近容纳较小直径的同轴缆线(例如缆线20”)。如图27a中所展示，切换网络42”可被推回到缆线20”的远端区域中，接近于微波辐射元件44b”的近端。另一选择是，如图27b中所展示，切换网络42”可被进一步推回到缆线20”的远端区域，例如，在沿着缆线20”的点处，缆线20”从较小直径的同轴缆线部分20a”转变到较大直径的同轴缆线部分20b”。具体来说，由于切换网络42”可安置在缆线20”的较大直径的同轴缆线部分20b”内，更远离微波辐射元件44b”，因此缆线20”可包含在微波辐射元件44b”与切换网络42”之间延伸的较小直径的同轴缆线部分20a”。
[0121]
切换网络42”可安置在开关模块130中，开关模块130可经构造以可移除地耦合到目标装置的同轴缆线。如图27b中所展示，开关模块130可经由近端连接器96可移除地连接到缆线20”的较大直径的同轴缆线部分20b”的远端，并经由远端连接器94连接到缆线20”的较小直径的同轴缆线部分20a”的近端，从而提供发生器与微波辐射元件44b”之间的电连接。如所属领域的技术人员将理解，尽管图27b描绘了直径大于缆线部分20a”的缆线部分20b”，但缆线部分20a”及20b”可具有相同直径，使得缆线20”可具有自始至终均匀的直径。
[0122]
现参考图28a到28c，提供示范性开关模块。如图28a中所展示，开关模块130可包含可与近端连接器96电耦合的近端连接器132a，以及可与远端连接器94电耦合的远端连接器132b。举例来说，近端连接器132a可具有经定大小及经塑形以接纳近端连接器96的一部分的内腔，使得近端连接器132a及近端连接器96可以可释放地啮合，并且远端连接器132b可具有经定大小及经塑形以接纳远端连接器94的一部分的内腔，使得远端连接器132b及远端连接器94可以可释放地啮合。因此，开关模块130可与现有目标装置容易地整合。
[0123]
如图28a中所展示，切换网络42”可安置在衬底64”上，衬底64”可安置在开关模块
130内。举例来说，如图28b中所展示，开关模块130可包含导体134，例如同轴缆线20”的中心导体，以提供开关模块130内的缆线20”与基板64”之间的电连接。此外，如图28c中所展示，开关模块130可进一步包含壁架136，以向开关模块130内的衬底64”提供支撑。
[0124]
现参考图29，图解说明图26b的衬底64”上的切换网络42”。如图29中所展示，第一切换二极管46a”及第二切换二极管46b”可安置在衬底64”的第一侧上(左图)，并且第三切换二极管46c可安置在衬底64”的相对侧上(右图)。
[0125]
虽然在上文描述本发明的各个说明性实施例，但所属领域的技术人员将明了，可在不脱离本发明的情况下在本文中做出各种改变及修改。将进一步了解，本文中所描述的系统及方法可用于消融及除肾动脉以外的组织的温度测量。所附权利要求书打算涵盖归属于本发明的真正精神及范围内的所有这类改变及修改。