CN1380833A - 利用微波治疗乳房损害的设备和方法 - Google Patents

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    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/02—Radiation therapy using microwaves

Abstract

一种治疗乳腺癌症或良性损害的方法和设备,其通过利用自适应相控阵列聚焦的微波能量放射乳房组织实现。通过挤压乳房并且在乳房的中心部位插入单个的电场探针或在乳房皮肤相对的两侧放置两个非侵入电场探针可以将微波能量聚焦在乳房内。来自电场探针的反馈信号调节微波相位,该相位传送给定位在挤压的乳房组织两侧的波导施加器。在治疗期间,温度反馈传感器测量皮肤温度以调节传送给波导施加器的微波功率,从而避免皮肤过热。治疗期间可以实时监控传送给波导施加器的微波能量,当所需的总微波能量已经适用时完成治疗。

Description

利用微波治疗乳房损害的设备和方法
技术领域
本发明涉及一种用于适用诸如自适应微波相控阵列的高温聚焦能量的最小侵入(invasive)方法，所述聚焦能量用于治疗导管癌和腺癌，管内增生以及诸如挤压的乳房组织中的纤维腺瘤和囊肿的良性损害。另外，根据本发明的方法也可以用于治疗包含未被探测到的微观病理变化的高水份细胞的健康组织，以防止癌症，癌症前期和良性乳房损害的产生和再生。
背景技术
为了利用高温治疗基本的乳腺癌，必须加热大量的组织如乳房的四分之一或更多。我们可以知道几乎90％的乳腺癌都产生在输乳管的组织里(乳管)，其余大部分产生在腺体组织小叶里(乳囊)(Harris等人，新英国医药杂志，1992年，390-398页，卷327(New England Journal ofMedicine，Vol.327，pp.390-398，1992))。乳腺癌通常涉及大面积的乳房，所以目前的保守治疗有很大的局部失败冒险性。Schnitt等人，癌症，卷74(6)，1994年，1746-1751页(Candcer，Vol.76(6)，pp.1746-1751，1994。在乳腺癌的早期阶段，即T1(0-2厘米)，T2(2-5厘米)，整个乳房都处于危险中并且经常利用乳房保守外科手术结合放射来杀灭可能存在的微观(不借助显微镜肉眼无法看见)癌症细胞进行治疗。(Winchester等人，CA-A临床癌症杂志，1992年第42卷，第3期，134-162页(CA-A Cancer Journal for Clinicians，Vol.42，No.3 pp.134-162，1992))。如果癌细胞已经扩散到整个导管，那么通过广延的管内单元(EIC)对扩散的导管肿瘤进行成功的治疗是非常困难的，因为必须治疗大部分的乳房。在美国每年进行超过800,000例的乳房穿刺活体组织检查，其中发现有大约180,000例癌症，其余的都是非恶性的，如纤维腺瘤或囊肿。
利用加热治疗乳腺癌在许多方法中都是有效的，在大多情况下，加热治疗必须能够同时到达乳房内广泛的分离区域。加热大量的乳房会杀灭乳房内许多或全部的微观癌细胞，为减少或防止癌症的再生，在放射治疗中可以使用相同的方法，也就是利用X射线照射整个乳房以杀灭所有的微观癌细胞。在乳房肿瘤切除术之前加热肿瘤或杀灭大比例或全部肿瘤细胞可以减少在乳房肿瘤切除术期间由于不慎而种下活癌细胞的可能性，由此减少癌症的再生。有时，染病的乳房包含两个或更多个分布在乳房内的肿瘤，称为多重局部癌症，加热范围必须再次到达乳房广泛的分离区域。局部发展的乳腺癌(称为T3)(Smart等人，临床肿瘤杂志，1997年，卷47，134-139页(A Cancer Journal for Clinicians，Vol.47，pp.134-139，1997))可以为5厘米或者更大并通常需利用乳房切除术治疗。局部发展的乳腺癌的术前高温治疗可以有效收缩肿瘤以便进行外科乳房肿瘤切除术，其类似于目前使用的术前化学疗法。局部发展的乳腺癌的高温治疗可以完全杀灭肿瘤，而不必进行任何外科手术。
我们知道与低水份组织如乳房脂肪组织中发生的加热相比，微波能量能够优先加热高水份的组织如乳腺癌和囊肿。很多临床研究已经表明由微波频段内吸收的电磁能量感应的高温能显著增强人体乳房恶性肿瘤治疗中放射疗法的效果。(Valdagni等人，国际放射肿瘤生物物理学杂志，1993年，卷28，163-169页(International Journal of RadiationOncology Biology Physics，Vol.28，pp.163-169，1993)；Overgaard等人，国际高温杂志，第12卷，第1期，3-20页，1996年(International Journalof Hyperthermia，Vol.12，No.1 pp.3-20，1996)；Vernon等人，国际放射肿瘤生物物理学杂志，1996年，卷12，731-744页(International Journal ofRadiation Oncology Biology Physics，Vol.12，pp.731-744，1996)；van derZee等人，第7届国际高温肿瘤学会议，意大利罗马，1996年4月9-13日，卷2，215-217页(Proceedings of the 7th International Congress onHyperthermic Oncology，Rome，Italy，Vol.2，pp.215-217，1996))。诸如S-相细胞的抗放射细胞可以直接通过高温杀灭(Hall，放射学，第四版，JBLippincott Company，费城，1994年，262-263页(Radiobiology for theRadiologist，4th Edition，JB Lippincott Company，Philadelphia，pp.262-263，1994)；Perez和Brady，放射肿瘤学原理和实践，第二版，国际放射肿瘤生物物理学杂志，1994年，，396-397页(Principles and Practice ofRadiation Oncology，Second Edition，JB Lippincott Company，Philadelphia，pp.396-397，1994))。利用微波放射设备的高温治疗可以适用几个治疗阶段，其中恶性肿瘤组织会被加热到43摄氏度并保持60分钟。人们已经知道，温度在43摄氏度以上每升高一度，杀灭肿瘤细胞的时间量通过2的因数减少。(Sapareto等人，国际放射肿瘤生物物理学杂志，1984年，卷10，787-800页(International Journal of Radiation Oncology Biology Physics，Vol.10，pp.787-800，1984))。因此，参考等效热量(t43℃等效时间)，在43摄氏度的条件下60分钟的治疗可以减少为在45度条件15分钟的治疗。在使用非侵入微波施加器的治疗过程中，充分加热半深层肿瘤组织而又能防止周围皮肤健康组织由于不希望的热点造成的疼痛或损害是非常困难的。组织内的单位吸收率(SAR)是用于衡量组织加热特性的普通参数。SAR与给定时间间隔内温度的上升成正比，而且，对于微波能量，SAR同样与微波电场的平方和组织导电率的乘积成正比。SAR的单位是瓦特/千克。
非相干阵列或非自适应相控阵列高温治疗系统在加热深层组织时受到很大限制，因为它们会使介入的表面组织过热，从而引起疼痛和/或烧伤。描述深层组织的非自适应相控阵列高温治疗系统的出版的第一份报告仍是理论研究(Von Hippel等人，麻省理工学院，绝缘研究实验室科技报告第13期，AD-769843，1973年，16-19页(Massachusetts Institute ofTechnology，Laboratory for Institution Research，Technical Report 13，AD-769843，pp.16-19，1973))。Rodler的美国专利US3895639公开了两通道或四通道非自适应相控阵列高温电路。高温系统的最近发展有效地实现了利用微波无线电探测系统发展起来的自适应相控阵列技术将热量分布到深层组织(Skolnik，无线电探测系统指南，第二版，McGraw-Hill BookCompany，1980年，332-333页(Introduction to Radar Systems，SecondEdition，McGraw-Hill Book Company，1980，pp.332-333)；Compton，自适应天线，概念和实践，Prentice Hall，新泽西，1988年第1页(AdaptiveAntennas，Concepts and Performance，Prentice Hall，New Jersey，p.1 1998)；Fenn，天线和传播IEEE二程，1990年，卷38，第2期，173-185页(IEEETransactions on Antennas and Propagation，Vol.39，No.2 pp.173-185，1990)；美国专利US5251645；5441532；5540737；5810888)。
Bassen等人在放射科技，卷12，第6(5)期，1977年，11-12月(Radio Science，Vol.12 No.6(5)，Nov-Dec 1977，pp.15-25)中披露了电场探针可以用于测量组织里的电场分布，尤其是公开了几个例子，其中测量的电场在中心组织具有局部峰值。这篇文章还讨论了用于活体样本里电场实时测量的原理。但是，Bassen等人没有提出通过电探针对自适应相控阵列进行实时测量电场的理论。
自适应相控阵列高温治疗系统利用电场反馈测量在深层组织里聚焦其微波能量，同时使可能引起周围健康组织过热的任何能量无效。临床前的研究表明，自适应微波相控阵列具有分布深层热量的巨大潜力而且使皮肤组织不会受到深层躯干内(Fenn等人，国际高温杂志，卷10，第2期，1994年3月-4月，189-208页(International Journal of Hyperthermia，Vol.10，No.2，March-April，pp.189-208，1994))；Fenn等人，肿瘤学管理杂志，1998年，卷7，第21期，22-29页(The Journal of Oncology Management，Vol.7，No.21，pp.22-29，1998))和乳房内(Fenn等人，能量源的外科手术实施会议的会议录，1996年(Proceedings of the Surgical Applications ofEnergy Source Conference，1996)；Fenn等人，国际高温杂志，卷15，第1期，1999年，45-61页(International Journal of Hyperthermia，Vol.15，No.1，pp.45-61，1999)；Gavrilov等人，国际高温杂志，1999年，卷15，第6期，495-507页(International Journal of Hyperthermia，Vol.15，No.6，pp.495-507，1999))过高温度的损害。
利用微波能量在深层组织里进行高温治疗的最大困难就是在预定深度产生足够的热量同时还要保护皮肤不受烧伤。如美国专利US5251645；5441532；5540737；5810888中所述的那样，带有侵入和非侵入电场探针的非侵入多重施加器自适应微波相控阵列能够用于在肿瘤部位生成自适应聚焦束并具有在健康组织里形成的自适应无效，上述专利这里作为参考结合到本发明里。理想的是，聚焦的微波放射束集中在肿瘤部位而传给周围正常组织的能量最小。在治疗期间为了控制微波功率，通常会在肿瘤部位插入温度反馈探针(Samaras等人，第3届国际专题讨论会，Essen，德国，1977年，6月2-4日，Urban &Schwarzenberg，Baltimore，1978年，131-133页(Proceedings of the 2nd International Symposium，Essen，Germany，June 2-4，1997，Urban &Schwarzenberg，Baltimore，1978年，pp.131-133))，但是要想将探针在肿瘤内精确放置却很难，因为温度反馈探针缺乏很好的目标位置，因此另外一个困难是将高温分布到扩散到整个乳房导管或腺体组织中的恶性肿瘤上。另一方面，当探针穿过肿瘤区域或当不希望探针穿透侵害如囊肿时，为了减少感染或扩散癌细胞的危险，希望简单地避免插入探针(无论温度还是电场型的)。
用于治疗良性囊肿的医疗保健标准和排放囊肿没有什么变化。医学上不治疗囊肿的可接受的位置存在，因为已知的除去囊肿的方法仅包括侵入外科手术。代替外科切除和除去囊肿的方法是排放囊肿。排放囊肿是通过刺穿囊肿并排出囊肿中的液体实现的。这种方法可以暂时减轻治疗囊肿时的痛苦，如果囊肿没有完全去除，它还会再生。所以对于良性囊肿有必要进行非侵入去除。
发明内容
上述问题通过根据本发明的用于加热乳腺癌或良性病症的方法解决，该方法包括以下步骤，在乳房内插入电场探针传感器，监测皮肤表面的温度，将两个微波施加器定位在乳房两侧，为了将电场聚集在插入的电场传感器上，设置传送给每个施加器的初始微波功率和相位，根据监测的皮肤表面温度调节传送给乳房的微波功率，及监测传送给被治疗的乳房的微波能量并且当通过微波施加器传送了所希望的全部微波能量时完成治疗。
而且，根据本发明的方法已经应用于这样的情形，如没有很好限定的位置放置温度反馈传感器时，或者希望避免在乳房组织内插入温度探针时。本发明的优选方法中只需要单个的最小侵入电场探针传感器，所以，对于晚期乳腺癌(例如肿瘤直径为5-8厘米)，该方法能够杀灭乳腺癌细胞的重要部分并收缩肿瘤或侵害(即热缩到2-3厘米)，因而可以代替利用外科乳房肿瘤切除术的外科乳房切除术。另外，整个晚期乳腺癌侵害能够被杀灭(即热乳房切除术)并且不需要外科手术。在乳腺癌早期或对于小的乳房损害，本发明的方法可以利用热量(即热乳房肿瘤切除术)杀灭全部的乳腺癌细胞或良性损害由此避免了外科乳房肿瘤切除术。另外，如美国专利US5810888公开的那样，该方法也可以用于增强放射治疗的效果或用于利用热敏脂质体进行目标药物传送和/或目标基因传送。
根据本发明的方法杀灭癌细胞同时不伤害乳房的正常腺体，管状组织，连接组织，脂肪组织。由此根据本发明的热乳房肿瘤切除术避免了对这些健康组织的损害并且是一种乳房保护技术。
通过将温度探针传感器连接到乳房的皮肤表面就可测量乳房皮肤表面的温度。皮肤表面(和内部的乳房组织)温度也能够通过其他外部方法来监测，这些方法包括现有技术中的红外线，激光超声波，阻抗层析X射线摄影术，磁共振成像，和辐射线测定等。
另外，在乳房组织内温度探针可以插入合适的深度来监测那里的温度。如下所讨论的，插入温度探针并不是本发明的优选实施例。
实现根据本发明的方法可以挤压或不挤压乳房组织。在优选的方法中，病人的乳房通过挤压板被挤压在3-8厘米之间。微波施加器定位在挤压板的外侧(即挤压板远离乳房的侧面)。
如下所述，用于挤压的活乳房组织的最近的临床测量数据支持了申请人的发明步骤，即监测传送给被治疗的乳房的微波能量，并根据收到的全部微波能量完成治疗。也就是说，肿瘤热量的传统温度反馈测量可以用传送给相控阵列微波施加器的微波能量来代替。因此，利用本发明，不是需要将温度反馈探针插入乳房并具有固有的问题的温度反馈测量，而是将微波能量用作反馈信号来确定所需治疗的长度。在本申请中，术语“微波能量”(单位为焦耳或瓦特/秒)与放射疗法的能量类似，也就是射线吸收的量(Rad)，其是射线吸收能量的单位，定义为每克组织存储100尔格的能量。
这样，由于温度探针没有插入到乳房的治疗区域(肿瘤部位)，所以本发明用于有选择加热乳腺癌症的方法可以避免癌细胞扩散的危险。消除插入的温度探针减少了患者因插入温度探针而受到感染的危险。另外，同样，应用于肿瘤的微波场也不会被温度探针，尤其是金属探针散射或干扰。同时还节约了与插入温度探针有关的时间和成本费用。
本发明的方法同样还可以用于治疗健康的乳房组织或者看起来健康的乳房组织中未发现的高水份微观早期癌症或早期良性细胞，从而防止乳腺癌的发生和再生。这些可以防止的癌症包括扩散型导管和小叶癌，早期乳腺癌症，其包括在原位的导管癌，在原位的小叶癌，和管内增生以及良性损害(如囊肿和纤维腺瘤)。因此，根据本发明的方法就可以在早期癌症或早期良性损害细胞发现之前杀灭这些细胞。这是在癌症被发现之前防止癌症的早期治疗。另外，对于健康的乳房组织，其将通过聚焦在已知形成良性损害的高水份微观细胞上的微波能量放射。
在优选方法中，患者向下俯卧让乳房悬着通过治疗桌上的孔，利用平塑料挤压板挤压治疗的乳房，其固定乳房组织，减小血液流动和微波放射所需的穿透深度。乳房挤压板由透微波塑料材料制成，并包括一个或多个孔以便允许乳房组织的成像和在所需聚焦深度放置最小侵入电场反馈探针。该电场反馈探针的放置可以利用超声波转换器或其他成像导引器实现。
在挤压板的相对两侧放置了两个微波空冷波导施加器(如Cheung等人，放射科技，1977年，11-12月，卷12，第6号(S)，81-85页所述(Radio Science，Vol.12，No.6(s)，Nov-Dec 1977，pp.81-85))。利用数量大于或等于两个的多个施加器可以实现相控阵列。在优选实施例中，当每个通道内的相位转换器被调节到最大并将微波能量聚焦到电场探针传感器上时，915MHz相干微波功率就会以预定功率水平传送给两个波导施加器。来自乳房周围的单独的风扇或安装到施加器内的风扇的气流能够调节。冷却施加器的气流将通过施加器。冷却波导施加器的气流可以被制冷，空气调节或者室温。作为本领域技术人员，能够实现用水冷波导施加器来替换空冷施加器。
在高温治疗期间，传送给每个施加器的微波功率级是可以人工或自动调节以控制皮肤温度从而避免能引起皮肤烧伤或气泡的高温。另外，如果使用挤压板，治疗期间挤压板挤压乳房的量必须调节以便使患者舒适。每次调节乳房挤压量或乳房重新定位，微波能量相控阵列都重新聚焦以便电场探侦传感器接收到最大的功率。自治疗开始，传送到微波施加器的总的微波能量在治疗期间受到监控。当所需的微波能量传送到微波施加器时治疗完成，其会显示出乳房损害细胞被显著地(即热缩)或完全杀灭(即热乳房肿瘤切除术)。
为了确定治疗的效果，在适用微波能量前后，可以利用乳房X线照相方法对乳房组织进行成像和检查，这些方法包括X射线，超声波或磁共振成像，以及利用于自乳房组织的穿刺活检的病理结果。
在本发明的另一个实施例中，单个侵入电场传感器被替换为定位在乳房皮肤表面相对两侧的两个电场传感器，并且阵列是通过使这两个传感器收到的合成功率最小(零)而相聚焦的，从而提供了完全非侵入治疗。算法与通过电场传感器传感的反馈信号结合使用以使外侧的区域为零，由此使微波能量聚焦在内部。
这样的电场探针和温度传感器监测乳房皮肤表面温度的完全非侵入高温治疗提供了灭良性囊肿和有关疼痛的方法。所以申请人的发明方法可以看作治疗或杀灭探测到的良性囊肿。
参考自适应微波相控阵列技术描述优选实施例，申请人的方法能够通过聚能来实现通常用以加热和融化组织区域。这种聚能包括电磁波，超声波或在无线电频率的微波。也就是，申请人的方法包括任何一种能够聚焦以加热和融化组织区域的能量。
在本发明的另一个实施例中，人体(例如乳房)内治疗的组织区域的边界被计算出，在体内插入电场探针或在身体外至少设置两个电场传感器；能量通过施加器施加到治疗的区域。在这个实施例中，能量的焦点会发生变化，从而使焦点可以扫描治疗的区域。也就是说，当调节能量相位的时候，不再有固定的焦点，因此焦点移动到治疗区域内部从而获得加热的几何形状。
通过合适的算法可以确定固定的焦点。然后，例如，将得到这个固定焦点的施加器的相对相位在一个方向上调整30度并且之后在另一方向上调整了30度以扫描更大的加热/治疗区域。根据治疗区域的尺寸，扫描可以聚焦在180度和90度，或60度，或120度之间。
通过参考附图的详细描述中，本发明的目的和优点会变得更加清除。
附图说明
阅读下面参考附图的描述能更好地理解本发明，其中相同的标号表示相同的元件，及其中：
图1为女性乳房的侧视图；
图2为导管癌和小叶癌在乳房导管和腺体组织中发展示例的视图；
图3为三种不同研究中的正常乳房组织和乳腺癌的介电常数和导电率的测量值。其中研究B用于通过乳房皮肤的测量，其说明了其他研究C，J之间的区别；
图4为测量得到的乳房脂肪组织，腺体/连接组织，良性纤维腺瘤和乳房恶性肿瘤的水份示意图(自Campbell and Land 1992)；
图5为在压迫状态下本发明用于加热乳房的系统；
图6为俯卧在合适的位置上，乳房受到压迫并且电场探针插入乳房内所需深度的患者；
图7为作为压缩的乳房组织厚度函数的计算出的聚焦微波能量图；
图8为加热乳房中使用的双相对微波波导施加器的计算机模拟三维视图；
图9为利用中心聚焦同类正常乳房组织中915MHz单位吸收率(SAR)加热图案的计算侧视图；
图10为利用中心聚焦同类正常乳房组织中915MHz单位吸收率(SAR)加热图案的计算顶视图；
图11为利用中心聚焦同类正常乳房组织中915MHz单位吸收率(SAR)加热图案的计算侧视图；
图12为当具有两个模拟乳房瘤时，其中每个直径都为1.5厘米，相距5厘米，915MHz SAR加热图案的计算俯视图。50％SAR的轮廓线与显示选择加热的肿瘤对齐；
图13为当具有两个模拟乳房瘤时，其中每个直径都为1.5厘米，相距5厘米，915MHz SAR的加热图案(通过图12中心平面)的计算直线剖视图。SAR具有锐点，其与显示选择加热的肿瘤对齐。
具体实施方式
乳房组织的介电特性
如图1所示的女性乳房侧视图(乳房X线照相术--用户指南，关于放射保护和测量的国家会议(National Council on Radiation Protection andMeasurements)，NCRP报告第85号，1987年8月1日，第6页)，乳房内的腺体和脂肪组织数量可以有很大的不同，从基本的脂肪组织到非常厚的腺体组织。乳腺癌细胞是一种含水份高的细胞，通常形成在图2所示的输乳管和腺体组织叶片内，(选自Susan博士的Love‘s Breast Book，Addison Wesley，Mass，1990年，191-196页(adapted from Dr.SusanLove’s Breast Book，Addison Wesley，Mass.，1990，pp.191-196))。异常细胞在导管内的第一次显示为导管内增生，接下来是具有atipia的导管内增生。当这些导管几乎被充满时，这种病症通常被认为是原位的管内癌症(DCIS)。这三种病症都属于癌症前期。最后，当导管癌症突破导管壁，损害就是扩散的导管癌。癌症在乳房腺体小叶中以相同的方式形成。在乳房内，上述所有的细胞都经常作为高水份细胞，除了纯脂肪组织(低水份)和纯腺体/连接组织(中低水份)。
工业，科学和治疗(ISM)波段902-928MHz中的微波放射通常用于商业临床高温系统，并且在此认为是基本频率。关于女性乳房组织的微波加热信息的详细记载几乎没有，然而，已知的是与周围正常乳房组织相比有选择地加热乳腺癌。四篇主要的文章是：1)Chaudhary等人，生物化学和生物物理学印第安杂志，1984年，卷21，76-79页(IndianJournal of Biochemistry and Biophysics，Vol.21，pp.76-79，1984))；2)Joines等人，治疗物理学，1994年，卷21，547-550页(Medical Physics，Vol.21，pp.547-550，1994))；3)Suroiec等人，生物工程IEEE学报，1988年，卷35，257-263页(IEEE Transactions on Biomedical and Biology，Vol.35，pp.257-263，1988))；4)Campbell和Land，生物和医药中的物理学，1992年，卷37，193-210页(Physics in Medicine and Biology，Vol.37，pp.193-210，1992))。另一篇文章，Burdette，AAPM医疗物理学专论，1982年第8期，105，130页(Burdette，AAPM Medical Physics Monographs，No.8，pp.105，130，1982)，也测量了用于乳房组织的数据。但这些数据是通过皮肤测量的，并不能代表乳房组织本身。如图3所示的正常乳房组织和乳腺癌，绝缘特性通常是以介电常数和导电率来描述。在915MHz条件下，除去来自Burdette研究的数据，正常乳房组织的平均介电常数是12.5，平均导电率为0.21S/m，相反，对于乳腺癌，平均介电常数是58.6，平均导电率为1.03S/m。需要说明的是，来自Chaudhary等人(C)和Joines等人(J)研究的数据是在室温(25度)下测量到的。需要指出的是，随着温度升高介电常数通常减小而导电率增大。正常乳房组织和乳腺癌的介电参数分别与低水份脂肪组织和高水份肌肉组织类似。需要指出的是，正常乳房组织包含脂肪，腺体和连接组织的混合物。在Gabriel等人的药品，医学，生物文章中(1996年，卷41，2271-2293页(Phys.Med.Biol.Vol.41，pp.2271-2293，1996))记载了关于17种组织类型的详细信息。Suroiec等人的文章中也有选择的腺体，导管，脂肪和癌症组织的详细信息，但他们只是在20MHz-100MHz范围内测量了参数。而且，从100MHz测得的数据也可以估计到915MHz时乳房组织的介电特性，对于重要的频率，也称为915MHz，申请人不知道任何测量到的纯导管和腺体乳房组织的介电参数数据。
Campbell和Land的文章是在3.2GHz条件下测量介电参数数据的，以及乳房脂肪，腺体和连接组织，良性肿瘤(包括纤维腺瘤)以及恶性肿瘤内的水份百分比，这些水份百分比数据可以用于获得乳房组织的相对可加热性，也就是说，水份高的组织比水份低的组织加热得快。用于测量的水份的值(重量)的范围如下：乳房脂肪(11-31％)，腺体和连接组织(41-76％)，良性肿瘤(62-84％)，恶性肿瘤(66-79％)，其中所选择的值如图4所示。由此根据水份，可以预料良性乳房损害和乳腺瘤就能够比腺体，连接和脂肪乳房组织加热得显著快。典型的是，在3.2GHz条件下的导电率，测量值最好的选择如下：乳房脂肪(0.11-0.14S/m)，腺体和连接组织(0.35-1.05S/m)，良性肿瘤(1.0-4.0S/m)，恶性肿瘤(3.0-4.0S/m)。所以，良性和恶性肿瘤的导电率大约比腺体和连接组织的导电率高4倍，比纯脂肪高30倍。这些数据和图3所示的Chaudhary等人以及Joines等人在915MHz时测量的数据是一致的。
而且1984年，Chaudhary在3GHz条件下已经测量了正常乳房组织的导电率数据，其中导电率为0.36S/m，这与Campbell和Land在3GHz条件下测量到的腺体和连接组织的范围0.35-1.05S/m一致。这样，从这些最好的可得到的数据，乳房脂肪是低水份的，腺体和连接组织中低水份的，乳腺瘤是高水份的。所以，可以预料良性和恶性肿瘤细胞可以比周围的脂肪，腺体，连接组织细胞更快地加热到很高的温度。换句话说，治疗中，只有微观和可视的肿瘤细胞才会被优先加热，而且周围的脂肪，腺体，连接组织不会受到加热损害。
加热导管和腺体癌症以及周围乳房组织的方法
图5所示为用于加热完整乳房中癌症的优选系统，其使用了带有电场和温度反馈的自适应微波相控阵列高温系统。为了在微波频率可靠加热深的组织，有必要围绕身体(乳房)设有两个或多个相干施加器100，其由自适应相控阵列算法控制。由黑圆表示的焦点190代表将被治疗的肿瘤或健康组织。在优选的实施例里，电场反馈探针175用于聚焦微波放射，温度反馈传感器410和乳房皮肤表面相连，用于调节微波功率水平以将肿瘤加热到所需的温度。双通道自适应相控阵列用于加热压缩乳房内的深层组织，这与乳房X线照相术中应用的的几何学类似。优选的是，如美国专利US5810888所公开的，电场探针和自适应快加速梯度搜索算法一起使用，以在肿瘤位置实现微波放射。
另外，空冷波导施加器孔用于提供一种加热图案，该图案能够加热包含导管和腺体癌的大量乳房组织。用于冷却波导孔的空气可以是制冷的，空气调节的或室温的。根据在915MHz时高水份组织和正常乳房组织介电参数的不同，高水份导管和腺体癌组织和其他损害比正常的乳房组织加热得更快。这样，治疗区域就集中在高水份肿瘤组织(癌症和癌前期)和良性损害如纤维腺瘤和囊肿，而不伤害正常(健康)的乳房组织。
身体或乳房被挤压在两个挤压板200之间，挤压板用可以透过微波的绝缘材料如有机玻璃制成。乳房挤压对完整的乳房高温治疗有一定的好处。利用乳房挤压可以减少实现深层微波加热所需的渗透深度和提高了加热能力的血液流动。具有肾上腺素或抗血管生成药物的局部麻醉药物如利多卡因注射到乳房组织里也可以减少血液流动。将乳房挤压成平面改善微波施加器和乳房组织之间的介面和电场耦合，并允许单对施加器治疗大范围的乳房尺寸。在高温治疗期间乳房加热板的冷却有助于避免皮肤表面的热点。患者俯卧并挤压乳房，如20-40分钟立体定位乳房穿刺活检过程中所使用的(Bassett等人，临床癌症杂志，1997年第47期，171-190页(A Cancer Journal for Clinicians Vol.47，pp.171-190，1997))，能使挤压设备中乳房组织的数量最大化。适度的挤压可以固定乳房组织而且还可以消除患者的疼痛。包括小孔的挤压板200能够利用X射线和超声波技术来精确定位中心腺体区域以及帮助更换侵入电场探针传感器。在患者的20-40分钟的高温治疗期间，挤压量可以在4-8厘米间变化以适应病人的承受力。在乳房X线照相中，一项关于在乳房X线照相中乳房挤压的病人舒适的研究表明在所调查的560名女性中只有8％感觉乳房X线照相术是痛苦的(限定为非常不舒服和难以忍受)。在这项研究中，平均挤压厚度为4.63厘米并具有1.28厘米的标准偏差(1西格马)，(Sullivan等人，放射学，1991年，第181卷，355-357页(Radiology Vol.181，pp.355-357，1991))。这样，适度挤压20-40分钟或者更长时间条件下的高温治疗是可行的。
在高温治疗之前，乳房被挤压在挤压板200之间，单个电场反馈传感器175插入乳房内的中心腺体/导管/肿瘤组织位置(焦点190)，并平行于微波施加器100。电场探针175用于监测电场的波幅，就像通过自适应相控阵列梯度搜索算法调节相位转换器用于最大反馈信号。非侵入温度探针410是锥形的或者固定在乳房皮肤表面上，用于监测皮肤温度。该温度探针典型的是与电场极性成直角以避免被微波能量加热。本发明的双加热施加器自适应相控阵列和电场反馈探针可以调节相位转换器以便产生集中的电场，并允许在深度组织内聚焦的加热。
参考图6，在该优选实施例中，患者伏在治疗桌210上，乳房220通过桌上的孔并被塑料平板200挤压，所述塑料平板固定乳房组织，这样减少了血液流动和微波放射所需的渗透深度。这个挤压板由透微波的塑料材料制成，包括一个或多个矩形或圆形的孔，以便乳房成像和在所需的焦点深度放置电场探针175。电场探针175的插入可以在超声波传感器的导引下实现。为了防止皮肤被微波场损害，气流180可以由一个或多个冷风扇(未示出)提供。
如图5所示，两个或多个温度反馈探针传感器410和乳房皮肤表面相连并产生温度反馈信号400。两个微波空冷波导施加器100定位在挤压板200相对两侧。915MHz微波振荡器105在节点107被分开并供给相位转换器120。相控制信号125将微波信号的相控制在0-360电度的范围内。来自相位转换器120的微波信号供给到由微机生成控制信号135控制的微波功率放大器130，其设定初始微波功率水平。当每个通道内的相位转换器120都被调节到最大并且微波能量被聚焦到电场探针传感器175上时，相干的915MHz微波被传送给两个波导施加器100。由此微波能量能够在焦点位置190最大化。治疗开始。
在高温治疗期间，传送给每个施加器100微波功率水平测量作为反馈信号500，而且人工或自动调节功率控制以便控制皮肤温度和由皮肤传感器410测得的等效热量以避免引起皮肤烧伤或起泡的高温。如有必要，治疗期间通过挤压板来调节乳房挤压量以使病人舒适。每次挤压乳房或乳房重新定位，相位转换器120就要重新调节/重新聚焦以便电场探针传感器175接收到最大的功率。治疗一开始，治疗期间传送给施加器的总微波能量由计算机250准确计算并显示在计算机监视器260上。所需的总微波能量传送到施加器100上时治疗完成。作为一个替换实施例，来自由电场探针175接收到的电场反馈信号450计算出的总微波能量用于控制治疗的长度。为了确定治疗的效果，在传送微波能量前后，都要对乳房组织进行X射线或磁共振成像，以及乳房组织的穿刺活检的病理。
作为一个替换实施例，单个侵入电场探针175可以由两个定位在相对皮肤表面的非侵入电场探针185替换。这两个非侵入探针测得的总能量通过调节相位转换器120最小化(美国专利US5810888)，从而在乳房的中心部分产生聚焦的电场探针。对于该实施例，由于没有插入的探针引起的感染危险，所以就没有切割乳房皮肤和插入探针过程中形成乳房皮肤的疤痕的危险，也可以避免探针穿过肿瘤体所造成的扩散癌细胞的危险。同样，由于温度和电场探针通过本方法可以放置在乳房皮肤上，所以在没有限定的单个区域时，本方法将工作的很好。
在相控阵列的每个通道(在节点107的两侧)包括电可变得微波功率放大器130(0-100W)，电可变的相位转换器120(0-360度)和空冷线性极化矩形波导施加器100。施加器100可以由效思因股份公司(CelsionCorporation，哥伦比亚，马里兰州)制造的型号为TEM-2的施加器。一对优选的TEM-2金属波导施加器的矩形孔尺寸长为13.0厘米，宽为6.5厘米。
该优选实施例公开了在大约915MHz时的微波能量，微波能量的频率在100MHz-10GHz之间。微波能量的频率可以从902MHz-928MHz的范围内选择。实际上，低频能量可以用于切除或防止癌症。
在该优选实施例中，传送给每个波导施加器的初始微波功率在20-60瓦特之间。在整个组织治疗期间，传送给每个波导施加器的微波功率被调整在0-150瓦特之间以传送所需的微波能量并且避免皮肤的过热。
施加器100的矩形波导区域侧壁的介电负载用于获得良好的用于TEM施加器的阻抗匹配条件(Cheung等人，放射学1977年，第12卷，第6期，附录，81-85页(Radio Science，Vol.12，No.6，Supplementary，pp.81-85，1977))；Gautherie(编辑)，外部高温加热方法Springer-Verlag)，纽约，1990年，第33页(Methods of external hyperthermic heating，pp.33，1990))。通过波导孔的空冷通过安装在有孔的传导屏幕后面的风扇(未示出)实现。考虑到与波导侧壁接触的介电平板厚度，对于TEM-2施加器而言，有效的截面尺寸大约为6.5厘米宽，9.0厘米长。根据在915MHz时高水份肿瘤组织和正常乳房组织介电参数的不同，可以预料到高水份的导管和腺体癌症及良性损害比正常乳房组织加热得更快。所以，50％的SAR区域将集中在高水份组织(癌症，癌症前期及包括纤维腺瘤和囊肿的良性损害)同时不损害正常组织。
在优选实施例中，0.9毫米外径(OD)的侵入电场同轴单极探针(半刚性RG-034)能够用于测量指向组织的电场的幅值并且在治疗之前提供反馈信号用于确定用于电子相位转换器的必要相对相位，该探针具有延伸至1厘米的中心导体。这种类型的同轴进给探针用于挤压乳房剖面图中线性单极电场的精确测量(Fenn等人，国际电磁兼容性专题讨论会，1994年5月17-19日，566-569页；高温杂志，1994年3-4月，第10卷，第2期，189-208页)。这种线性单极电场探针被侵入在外径1.5毫米的聚四氟乙烯导管中。热电偶探针(菲斯泰普仪器公司(Physitemp Instruments，Inc.，型号T铜—康铜，封装在外径0.6毫米的聚四氟乙烯导管中)在治疗期间用于测量具有肿瘤的温度。这些温度探针的反应时间为100毫秒，精度为0.1度。
挤压的活乳房组织加热测试
作为受让人效思因公司进行的FDA(美国食品及药物管理局)批准的阶段I的临床研究的一部分，从1999年12月开始在对最大乳腺瘤尺寸在3-6厘米范围内的几个自愿患者利用自适应微波相控阵列进行治疗，其中温度和电场探针插入乳房组织内。患者们接受大约40分钟的高温治疗，并且大约在一周以后作了乳房切除术。这项研究包括传送给微波施加器的功率的测量，其用于计算传送的微波能量，但不用于控制治疗的时间。
如Fenn的美国专利US5810888所公开的，利用自适应微波相控阵列快加速梯度搜索算法，电场探针用于得到肿瘤位置上的微波放射。治疗期间肿瘤内由侵入温度探针传感的温度用作实时反馈信号。这个反馈信号用于控制可变功率放大器的微波功率输出水平，其将肿瘤位置上的焦点温度设定并维持在43-46度之间。传给相控阵列的两个通道的功率和相位在计算机控制下利用数字模拟转换器进行自适应调节。
乳房挤压板由丙烯材料制成(有机玻璃)，它是一种低损耗介电材料并且透过微波场。挤压板包括方形切口(孔)，边长大约为5.5厘米，其容纳小尺寸的超声波转换器(边长通常为4厘米)以帮助(电场和温度型)最小侵入探针的放置。这些切口也使得提高的气流冷却皮肤。
根据利用自适应微波相控阵列治疗进行的最近这些微波高温临床试验的结果，在挤压到4.5-6.5厘米的活乳房组织内，申请人认识到138千焦(千焦或等效千瓦秒)-192千焦之间的微波能量在24.5分钟-67.1分钟的范围内相对于43℃产生等效热量，如下面表1所列。
在肿瘤中测量到的T43℃等效热量(分钟)      总的微波能量(千焦)
测试1     41.0                               192.0
测试2     24.5                               162.0
测试3     67.1                               186.0
测试4     47.8                               138.0
平均      45.1                               169.5
表1为4组挤压的活乳房组织试验中传送的等效热量(分钟)和总的微波能量(千焦)。
因此，微波能量用于估计所需的加热时间。即，申请人实现了非侵入等效温度传感设备能够替换侵入温度探针，并且总的微波能量能可靠地用于控制治疗的持续时间。在表1中，平均热量为45.1分钟，平均微波能量为169.5千焦，在这4组测试中，最大能量值(192.0千焦)从平均值仅变化13％，最的能量值(138千焦)从平均值仅变化了14％。如前所述，这些测试中使用的乳房挤压减小了血液流动，其消除了血液流动对治疗所需微波能量的影响并且帮助解释这些测试中所需能量变化小的原因。申请人还认识到这四组测试的后治疗成像典型地示出了对肿瘤的显著损害，但是对皮肤，乳房脂肪，正常的腺体，导管和连接组织却几乎没有或没有任何伤害。
根据本发明的优选实施例，传送给波导施加器用于确定治疗完成的微波能量在25-250千焦之间。能够杀灭癌症和癌症前期细胞的总微波能量大约为175千焦。但是，在某些条件下，所需的能量可以在25千焦以下。
下面的表2列出了4组试验中的乳房组织挤压厚度。需要指出的是，最小的挤压厚度(4.5厘米)对应于传送的最小微波能量138千焦，而且都在试验4中发生。申请人认为并且下面将从理论上证实，小的挤压厚度需要少的能量(与大的挤压厚度相比)用于防止或杀灭癌症，癌症前期或良性损害中的有效治疗。
              乳房挤压厚度(厘米)
测试1              6.5
测试2              6.5
测试3              6
测试4              4.5
表2为用于4组挤压的活乳房组织试验的乳房挤压厚度。
从这些临床研究来看，很明显，选择传送给每个施加器的合适初始微波功率水平(P1，P2)和两个施加器之间的合适的微波相位以便将能量聚集在治疗区域是非常重要的。从挤压的乳房试验中，可以获得用于四组试验的下列数据，如表3所列：
           初始微波功率P1，P2(瓦)      相对微波相位(度)
测试1              30                        -90
测试2              30                        -180
测试3              40                        -180
测试4              40                        -10
表3为在挤压的活乳房组织中用以聚焦射线的初始微波功率和初始微波相位。
如表1和3可以看出，用于每个施加器的30-40瓦初始功率能够有效地实现主要的热量。而且，施加器之间的初始相对微波相位在-10电角度到-180电角度之间各变化并且不遵循任何一定的趋势，从而证明了利用电场传感器总是聚焦微波放射是必须的。
对于可比较的挤压厚度，在测试2和3中分别为6.5和6.0厘米，为了确定线性温度在肿瘤内升高，微波功率值在治疗开始的几分钟内保持恒定，这就有效提供了SAR的测量。对于30瓦特的功率发现，在肿瘤内升高1度需要2.5分钟。对于40瓦特的功率，在肿瘤内升高1度只需要1.5分钟。
在高温治疗期间，有必要监测皮肤温度从而使其在多于几分钟的时间内不显著超过41摄氏度。用于皮肤的等效热量可以计算出来(Sapareto等人，国际放射肿瘤学生物物理学杂志，1984年，第10卷，787-800页(International Journal of Radiation Oncology Biology Physics Vol.10，pp.787-800，1984))并用作反馈信号。典型的是，有必要避免多于几分钟的等效热量。治疗期间根据本发明通过人工或自动计算机控制来调节传送给施加器的各个功率(P1，P2)实现避免高的皮肤温度。
申请人认识到，，多普勒超声波可以用于测量肿瘤内和乳房组织周围的血液流动，在治疗期间和之前，计划和调节微波能量。例如，当肿瘤血液流动速率减小时，需要的微波能量就少，肿瘤血液流动速率减小能够当乳房被挤压和/或肿瘤被加热到治疗温度时发生。另外，来自穿刺检查的乳房肿瘤组织的水份和介电参数能够被测量并且在治疗之前用于确定所需的微波能量。例如，肿瘤内更高的水份和更高的导电率能够减少所需的微波能量。除了上述变化，肿瘤的尺寸也会影响所需的微波能量。大的肿瘤比小的肿瘤加热困难并需要较大的微波能量。可以执行涉及微波能量低量传送的初始治疗计划期以得到肿瘤的可加热性，接下来是在全部所需的微波能量时的完整治疗。
简化的微波放射理论
在人体场附近来自高温施加器的微波能量放射为球面波，并且电场波幅部分第变化为从施加器的放射距离γ的间隔。另外，波幅以人体组织的衰减常数a和在身体内穿过的距离d(深度)的乘积的指数函数衰减，电场相位根据传播常数β和距离d的乘积随相位线性变化。更简要的说，这里双相对施加器是在假定施加器射线接近为平面波的条件下分析的。数学上，与组织内的深度相对的平面波电场是通过公式E(d)＝E0exp(-ad)exp(-iβd)给出的，其中E0为表面电场(通常由波幅和相位角表示)，i为虚数(Field and Hand，临床高温治疗实践指南，Taylor和Francis，纽约，1990年，263页(An Introduction to the Practical Aspects ofClinical Hyperthermia，New York，pp.263，1990))。
在915MHz的微波频率时，平面波电磁能量在高水份的组织如导管和乳腺瘤中以每厘米3dB的速率衰减，而在正常乳房组织中大约为每厘米1dB。所以，与辐射深层组织的能量相比，单个放射施加器具有相当一部分微波能量介入的表面身体组织吸收，很可能在表面组织内产生热点。由于利用空气或水冷却的皮肤表面保护组织的最大深度只有0.25-0.5厘米，为了避免热点，有必要引入第二个相位相干的施加器，其和第一施加器有着相同的微波辐射波幅。与单一的施加器(Field and Hand 1990年，290页)相比，第二个相位相干施加器理论上能够通过四个因数中的一个因数增加传送给深层组织的能量。
来自两个或更多个施加器的电磁放射的相位特性(称为相控阵列)对传送给不同组织的能量分配有着显著的影响。在均匀组织里的相对单位吸收率(SAR)近似为电场波幅的平方|E|2。SAR在给定时间间隔内与温度上升成正比。下面对特定的例子，均匀的乳房组织进行描述，其中微波射线聚焦在中心组织位置，如Fenn等人的文章所述，国际电磁兼容性专题讨论会，日本仙台，1994年5月17-19日，第10卷，第2期，566-569页(International Symposium on Electromagnetic Compatibility，Vol.10，No.2，pp.566-569，May 17-19，1994)，乳房模型中的多重微波反射可以忽略不计。
在915MHz的条件下，均匀正常乳房组织(具有大约12.5的介电常数，0.21S/m的导电率，数据来自Chaudhary等人，1984；Joines等人，1994)中的波长大约9.0厘米。微波损耗为1dB/cm。衰减常数α为0.11弧度/厘米，传播常数β为0.69弧度/厘米。(对于4.5厘米的模型厚度，辐射在左侧的单一施加器的电场在表面上为E0，(其中i代表90度的相位转换)，在中心位置为-i E0(2.25厘米深)，在右侧表面为-0.6E0。将两个相位相干施加器在两个表面的电场值0.4E0和中心位置上的电场值-i1.6E0(2.25厘米深)结合起来。这样，对于乳房，其表面上具有非常低的SAR，相对于中心SAR，因数为16。180度的相位转换通过传输穿过4.5厘米的乳房组织的微波场实现，利用0度相位转换能够部分抵消进入乳房组织的场或使其为零。由于远离中心焦点的微波的有害干扰，因此能够预料到在表面乳房组织中的较低温度。在相对皮肤表面上的较低SAR会有效地将微波能量聚焦在乳房的深处。
根据本发明的自适应相控阵列系统使用两个微波通道，通过振荡器105供给，振荡器105包含两各电可调相位转换器120以将微波能量聚焦在电场反馈探针175上。这种自适应相控阵列系统比非自适应相控阵列系统有着更大的优点。带有两个通道的非自适应相控阵列系统理论上能够产生一个零，最大或者中等的电场值，但这取决于这两个微波分别是否是相位相差180度，相位相同，相位部分相差。也就是说，本发明传送到微波施加器上的微波相位在治疗期间或治疗之前能够调整-180度-180度之间以便在乳房组织中产生聚焦的场。
因为根据本发明的自适应相控阵列能够自动将所有分散结构形式的电场聚焦在组织内，所以相对于Turner的美国专利US4589423中所述的人工调节或预治疗计划控制的相控阵列，这种类型的阵列应提供更可靠的聚焦加热的深度。而且，根据本发明的自适应相控阵列系统没有使用能够分散或改变肿瘤位置上的电场的侵入温度探针。
微波能量的计算
电能消耗通常用千瓦小时表示。数学上，由施加器传送的微波能量W的表达式(Vitrogan，电磁电路元件(Elements of Electric and MagneticCircuits，Rinehart Press，San Francisco，1971，31-34页)为
W＝Δt∑Pi                   (1)
在上述方程中，Δt代表微波功率可以测量的恒定间隔(秒)，∑是这个治疗间隔的总功率，第i个间隔的功率是Pi。
微波能量W的单位是瓦特秒，也可以是焦耳。例如在连续的60秒间隔内，如果微波功率分别为30瓦，50瓦，60瓦，那么180秒内的总微波能量为W＝60(30+50+60)＝8400J＝8.4kJ
为了能够好地理解在每单位时间内的聚焦能量W’(其中’代表最初)，所述能量聚集在通过双相对施加器改变厚度(由D表示)的均匀乳房组织内的中心位置上，参考下列运算。P1，P2分别为传送给两个施加器的功率。每个施加器辐射的电场与传送给电场的功率平方根成正比。假设对称，那么辐射场从两个施加器在中心聚焦位置是等相位的。假设来自每个施加器的功率相等，即P1＝P2＝P，而且是平面波，那么在中心深度的单位时间聚焦的能量表示为：
W’(D)＝|E|2＝4P exp(-αD)         (2)
如表4和图7所示，方程(2)用于计算每单位时间在正常乳房组织中心深度的915MHz的聚焦能量，其中乳房厚度为4-8厘米，衰减常数为0.11弧度/厘米。
挤压厚度(厘米)          在焦点的相对能量
4.0                        0.643
4.25                       0.626
4.50                       0.608
4.75                       0.592
5.0                        0.576
5.25                       0.560
5.50                       0.545
5.75                       0.530
6.00                       0.516
6.25                       0.502
6.50                       0.488
6.75                       0.475
7.00                       0.462
7.25                       0.449
7.50                       0.437
7.75                       0.425
8.00                       0.413
表4：对于双相对915MHz的平面波，中心焦点上的相对微波能量聚焦在模拟的正常乳房组织中。
同样可以看出，对于给定的功率水平，当焦点位置向皮肤移动时，会产生较高的能量。
等效热量的计算
相对于43摄氏度的等效热量计算为总和：(Sapaereto等人，国际放射肿瘤学生物物理学杂志，1984年，第10卷，787-800页(InternationalJournal of Radiation Oncology Biology Physics，Vol.10，pp.787-800，1984))
Figure A0180151200301
其中∑为治疗期间一系列温度测量值的总和，T是一系列温度测量值，(T1，T2，T3.....)，Δt是两个测量值之间的恒定的时间间隔(单位为秒并转换成分钟)，如果T＞43摄氏度，R＝0.5，如果T＜43摄氏度，R＝0.25。等效热量的计算对于估计对乳房组织和皮肤任何加热损害是非常有用的。
在模拟乳房组织中详细的微波单位吸收率的计算
为评估暴露在微波射线中的正常乳房组织和带有肿瘤的正常乳房组织中的加热图案，，三维单位吸收率(SAR)加热图案利用有限差分时域理论和计算机模拟计算出(Taflove，计算电动力学：有限差分时域方法，1995年，642页(Computational Electrodynamics：The finite-differencetime-domain method，Artech house，Inc.，Norwood，Massachusetts，p.624，1995)。如图7所示，这些模拟由工作在915MHz下的建模双相对TEM-2波导施加器来完成(Celsion corp，Columbia，Maryland)。在6厘米厚的均匀正常乳房组织(脂肪和腺体的混合物)的中心位置，这些施加器被假定为放射穿过树脂玻璃薄板，其模拟在自适应微波相控阵列乳房高温系统中用于乳房挤压的平板。
每个金属波导都装在高介电常数材料的侧壁上，这种材料将射线匹配和成形在波导孔内。如图8所示，波导施加器是线性极化的并且在γ方向上与电场对齐。3毫米厚的有机玻璃平板和每个施加器相邻并且平行于波导孔。在两个相对的TEM-2波导施加器之间是6厘米厚的均匀的正常乳房组织模型。剩余部分由成空气模的立方晶胞充满。
SAR的分布通过电场波幅的平方并乘以乳房组织电导率来计算。，SAR经常用相对于100％的最大值的等级来描述(50％通常认为是有效加热带)。如果忽略血液流动和热传导作用，SAR和每单位时间温度的初始上升成正比。
如图9-13所示，在3个基本平面(xy，xz，yz)内计算SAR图案。SAR在均匀的正常乳房组织中的侧视(xy面，z＝0)图案(75％和50％轮廓线)如图9所示。这种图案通常很好地钟形成形和集中在TEM-2施加器之间。图10为俯视(xz面，y＝0)SAR图案(75％和50％轮廓线)。这个图案表现为小的椭圆形的75％的SAR区域，该区域由三片椭圆形50％的SAR区域围绕。75％的SAR区域的小尺寸是由于用于这种型号施加器的放射电场的注模形状的缘故。图11为SAR图案(yz面，x＝0)的端视图(75％和50％轮廓线)。这个图案表现为小的圆形的75％的SAR区域，该区域由三片椭圆形的50％的SAR区域围绕，50％的SAR区域和波导孔的尺寸差不太多。
图9-11所示的结果表明，大量的乳房深层组织能够利用TEM-2波导施加器由自适应相控阵列系统加热，而表面组织基本上没有被加热。任何暴露于这种加热场的高水份组织相对于周围正常乳房组织都会被优先加热。为了示范有选择的(优先的)加热，将两个直径为1.5厘米的球形模拟肿瘤(介电常数为58.6，电导率为1.05S/m)嵌入正常的乳房组织5厘米深的空间内，图12所示为用于俯视图的FDTD计算。与图10所示的结果相比较，很清楚加热图案已经显著改变，两个高水份肿瘤区域被选择加热，x＝0时沿着z轴计算的图案如图13所示。两个肿瘤位置上出现了顶点，从而再次证明了与周围正常乳房组织相比的高水份癌症的有选择的加热。从诸如纤维腺瘤和囊肿的良性乳房损害中也可以预见类似的结果。
尽管参考优选实施例对本发明进行了描述，需要理解的是对于本领域的普通技术人员而言，在不脱离本发明权利要求所限定的精神和范围内，可以对本发明作出各种形式和细节上的改变。例如，尽管这里参考乳腺癌和良性乳房损害的治疗描述了高温系统，但本发明还可以适用于其他类型癌症的治疗，例如前列腺，肝脏，肺，卵巢以及诸如良性前列腺增生(BPH)的良性疾病的治疗。而且，需要理解的是较大或较小数量的阵列天线施加器，或单一天线施加器都可以使用并具有相同的结果。此处所述的一些方法和技术还适用于超声波高温加热系统，尤其是用于能量反馈控制。该方法能够用于增强放射治疗或用于目标药物的传送和/或者利用热敏脂质体用于目标基因治疗传送。本发明同样还适用于非治疗高温系统，如用于工业加热的高温。

Claims (29)

1、一种通过利用聚焦的微波能量进行乳房组织有选择的放射来治疗乳房癌症或良性病症的方法，该方法包括以下步骤：
a)将电场探针传感器插入到乳房内合适的深度；
b)监测乳房皮肤表面的温度；
c)将两个微波施加器定位在乳房的相对两侧；
d)设定传送给每个波导施加器的初始微波功率；
e)设定传送给每个波导施加器的初始相对微波相位以便将微波能量聚焦到定位在乳房组织内的电场探针上；
f)根据监测到的皮肤温度，在治疗期间调节传送给每个波导施加器的相对微波功率；
g)监测传送到微波施加器的微波能量；及
h)当所希望的总的微波能量已经通过微波施加器传送到乳房时完成治疗。
2、根据权利要求1所述的方法，其中所述插入电场探针的步骤是借助导引到乳房组织中心深度或乳房损害内的超声波完成的。
3、根据权利要求1所述的方法，其中监测皮肤表面温度的步骤包括把温度探针传感器连接到乳房皮肤表面上的步骤。
4、根据权利要求2所述的方法，其中该方法还包括利用挤压板将乳房挤压在3-8厘米之间；治疗期间调节乳房的挤压量以便病人舒适；及其中乳房挤压板由塑料制成并具有2-4毫米的厚度，且包括直径在4.5-6.5厘米之间的一个或多个孔以允许乳房组织的成像和放置带有超声波转换器的电场探针。
5、根据权利要求1所述的方法，其中乳房的癌症包括入侵导管癌，癌症前期病症包括原处的导管癌，原处的小叶癌，和管内增生细胞以及包括囊肿和纤维腺瘤的乳房良性损害。
6、根据权利要求1所述的方法，其中该方法还包括调节来自乳房周围单独的风扇的气流以冷却乳房皮肤表面的步骤，其中这种气流是空气调节的，制冷的，或者室温中的一个并且气流穿过或围绕微波施加器。
7、根据权利要求1所述的方法，其中微波能量的频率在100MHz-10GHz之间。
8、根据权利要求1所述的方法，其中该方法还包括调节传送到两个微波施加器的相对微波相位的步骤；及其中在治疗之前或期间，将相对微波相位调节在-180-180度之间以便在乳房组织中产生聚焦的场。
9、根据权利要求1所述的方法，其中传送到每个波导施加器的初始微波功率在20-60瓦特之间。
10、根据权利要求1所述的方法，其中在治疗期间将微波功率调节在0-150瓦之间以传送所需的微波能量并避免皮肤过热。
11、根据权利要求1所述的方法，其中该方法还包括在治疗期间确定传送到波导施加器的总的微波能量并实时显示该总的微波能量的步骤。
12、根据权利要求1所述的方法，其中用于完成治疗的总的微波能量在25-250千焦之间。
13、根据权利要求1所述的方法，其中该方法还包括将温度探针传感器插入到乳房组织内的合适深度以监测温度。
14、根据权利要求1所述的方法，其中总的微波能量产生在乳房损害中产生等效的热量，相对于43摄氏度其大约在40-100分钟之间。
15、根据权利要求1所述的方法，其中该方法还包括监测传送到电场探针的微波功率水平，其中被电场接收到的总的微波能量作为反馈以确定治疗的长度。
16、根据权利要求1所述的方法，对于大的乳房瘤，作为步骤a-h的加热治疗结果，大部分治疗的乳腺癌被杀灭且肿瘤显著收缩，从而可以进行外科乳房肿瘤切除术以代替外科乳房切除术，及
其中步骤a-h的加热治疗避免了损害正常的乳房组织。
17、根据权利要求1所述的方法，其中作为步骤a-h的加热治疗结果，所有治疗的乳腺癌和其他损害都会被杀灭，因此根据乳房X线照相方法，外科乳房切除术或乳房肿瘤切除术不再是医疗上所必须的，所述乳房X线照相方法包括适用微波总能量前后的X射线，超声波或磁共振成像；及
其中步骤a-h的加热治疗避免了损害正常的乳房组织。
18、根据权利要求1所述的方法，其中步骤a-h可以重复一直到作为加热治疗的结果所有的乳房损害(癌症的，前期癌症的，良性的)被完全杀灭并且不损害正常的乳房组织。
19、一种通过利用聚焦的微波能量进行乳房组织有选择的放射来治疗乳房癌症或良性病症的方法，该方法包括以下步骤：
a)将两个非侵入电场皮肤探针定位在乳房皮肤表面的相对两侧；
b)监测乳房皮肤表面的温度；
c)将两个微波施加器定位在乳房的相对两侧；
d)设定传送给每个波导施加器的初始微波功率；
e)设定传送给每个波导施加器的初始相对微波相位以便将微波能量聚焦到要治疗的乳房组织上；
f)调节传送给每个波导施加器的微波相位以使电场皮肤探针接收到的总功率最小，由此在乳房内产生聚焦的场；
g)根据监测到的皮肤温度，在治疗期间调节传送给每个波导施加器的相对微波功率；
h)监测传送到微波施加器的微波能量；及
i)当所希望的总的微波能量已经通过微波施加器传送到乳房时完成治疗。
20、一种通过利用聚焦的微波能量选择加热或放射健康的组织来防止癌症或良性病症发生或再生的方法，该方法包括以下步骤：
a)将电场探针传感器插入到乳房内合适的深度；
b)监测乳房皮肤表面的温度；
c)将两个微波施加器定位在乳房的相对两侧；
d)将具有相对微波相位的微波能量/功率传送到每个波导施加器以便将微波能量聚焦在电场探针上；
e)根据监测到的皮肤温度，在治疗期间调节传送给每个波导施加器的相对微波功率；
f)监测传送到微波施加器的微波能量；及
g)当所希望的总的微波能量已经通过微波施加器传送到乳房时完成治疗。
21、一种通过利用聚焦的微波能量进行乳房组织有选择的放射来治疗乳房癌症或良性病症的方法，该方法包括以下步骤：
a)将电场探针传感器插入到乳房内合适的深度；
b)监测乳房皮肤表面的温度；
c)将两个微波施加器定位在乳房的相对两侧用于利用微波能量放射乳房；
d)根据电场探针的位置，将具有相对微波相位的微波能量/功率传送到每个波导施加器以便聚焦微波能量；
e)根据监测到的皮肤温度，在治疗期间调节传送给每个波导施加器的相对微波功率；
f)确定电场探针周围的边界点以获得用于放射乳房的几何形状；及
g)调节施加到每个施加器的微波能量的相对相位，从而施加的聚焦微波能量扫描确定的几何形状，由此放射大的乳房区域。
22、一种通过利用聚焦的微波能量进行乳房组织有选择的放射来治疗乳房癌症或良性病症的方法，该方法包括以下步骤：
a)将电场探针传感器插入到乳房内合适的深度；
b)插入温度探针传感器以监测乳房合适深度内的温度；
c)监测乳房皮肤表面的温度；
d)将两个微波施加器定位在乳房的相对两侧；
e)设定传送给每个波导施加器的初始微波功率；
f)设定传送给每个波导施加器的初始相对微波相位以便将微波能量聚焦到定位在乳房组织内的电场探针上；
g)根据监测到的内部皮肤温度，监测到的皮肤温度和监测到的微波能量，在治疗期间调节传送到乳房的相对微波功率；及
h)当所希望的总的微波能量和所希望的热能中的一个已经通过微波施加器传送到乳房时完成治疗。
23、一种通过利用聚焦的微波能量进行乳房组织有选择的放射来治疗乳房癌症或良性病症的方法，该方法包括以下步骤：
a)将两个非侵入电场皮肤探针定位在乳房皮肤表面的相对两侧；
b)插入温度探针传感器以监测乳房合适深度内的温度；
c)监测乳房皮肤表面的温度；
d)将两个微波施加器定位在乳房的相对两侧；
e)设定传送给每个波导施加器的初始微波功率；
f)设定传送给每个波导施加器的初始相对微波相位以便将微波能量聚焦到要治疗的乳房组织上；
g)调节传送给每个波导施加器的微波相位以使电场皮肤探针接收到的总功率最小，由此在乳房内产生聚焦的场；
h)根据监测到的内部皮肤温度，监测到的皮肤温度和监测到的微波能量，在治疗期间调节传送到乳房的相对微波功率；及
i)当所希望的总的微波能量和所希望的热能中的一个已经通过微波施加器传送到乳房时完成治疗。
24、一种通过利用聚焦的微波能量进行乳房组织有选择的放射来治疗乳房癌症或良性病症的方法，该方法包括以下步骤：
a)将电场探针传感器插入到乳房内合适的深度；
b)通过非侵入温度测定法技术监测乳房组织内合适深度的和皮肤表面的温度，其中非侵入温度测定法技术包括红外线，激光，超声波，电抗X射线断层术，磁共振成像和辐射线测定；
c)将两个微波施加器定位在乳房的相对两侧；
d)设定传送给每个波导施加器的初始微波功率；
e)设定传送给每个波导施加器的初始相对微波相位以便将微波能量聚焦到定位在乳房组织内的电场探针上；
f)根据监测到的内部皮肤温度，监测到的皮肤温度和监测到的微波能量，在治疗期间调节传送到乳房的相对微波功率；及
g)当所希望的总的微波能量和所希望的热能中的一个已经通过微波施加器传送到乳房时完成治疗。
25、一种通过利用聚焦的微波能量进行乳房组织有选择的放射来治疗乳房癌症或良性病症的方法，该方法包括以下步骤：
a)将两个非侵入电场皮肤探针定位在乳房皮肤表面的相对两侧；通过非侵入温度测定法技术监测乳房组织内合适深度的和皮肤表面的温度，其中非侵入温度测定法技术包括红外线，激光，超声波，电抗X射线断层术，磁共振成像和辐射线测定；
b)将两个微波施加器定位在乳房的相对两侧；
c)设定传送给每个波导施加器的初始微波功率；
d)设定传送给每个波导施加器的初始相对微波相位以便将微波能量聚焦到要治疗的乳房组织上；
e)调节传送给每个波导施加器的微波相位以使电场皮肤探针接收到的总功率最小，由此在乳房内产生聚焦的场；
f)根据监测到的内部皮肤温度，监测到的皮肤温度和监测到的微波能量，在治疗期间调节传送到乳房的相对微波功率；及
g)当所希望的总的微波能量和所希望的热能中的一个已经通过微波施加器传送到乳房时完成治疗。
26、一种通过利用聚焦的微波能量进行乳房组织有选择的放射来治疗乳房癌症或良性病症的方法，该方法包括以下步骤：
a)在乳房周围设置两个或更多个微波施加器由此围绕乳房成环形；
b)把微波能量传送给两个或更多个微波施加器，以利用聚焦的微波能量有选择地放射乳房组织并至少治疗乳腺癌和乳房良性病症中的一个。
27、根据权利要求1所述的方法，其中聚焦的微波放射用于增强放射治疗或用于目标药物的传送和利用热敏脂质体用于乳腺瘤或其他乳房损害治疗的目标基因治疗。
28、一种用于治疗人体内的肿瘤或其他损害的方法，该方法包括以下步骤：
a)在肿瘤所在的区域内挤压组织并注射药物，且通过多普勒仪或微波超声波监测，所述挤压和药物减少了血液流动以便允许肿瘤和其他损害的快速加热，所述药物包括具有肾上腺素或抗血管生产药物的局部麻醉剂；
b)通过微波，超声波，射频和激光能中一种加热肿瘤和其他损害。
29、一种自适应微波相控阵列高温设备，其用于利用聚焦的微波能量有选择地放射乳房组织，该设备包括：
由自适应相控阵列算法控制的至少一个第一和第二相位相干施加器(100)，
至少一个电场反馈探针(175)用以聚焦微波射线，
至少一个温度反馈传感器(410)用于监测皮肤表面温度以调节微波功率的水平从而将乳房组织加热到所需的温度，
控制设备，其用于根据监测到的温度调节要传送到乳房组织的微波功率，用于监测传送到乳房的微波能量及当预定的总微波能量已经被传送时完成治疗。
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Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102715916A (zh) * 2012-05-24 2012-10-10 电子科技大学 用于乳腺癌早期发现与诊断的微波热致超声成像系统
CN102802728A (zh) * 2009-06-02 2012-11-28 皇家飞利浦电子股份有限公司 Mr成像引导的治疗
CN103222894A (zh) * 2006-06-28 2013-07-31 美敦力Af卢森堡公司 用于热诱导的肾神经调制的方法和系统
CN104244810A (zh) * 2011-12-23 2014-12-24 维西克斯血管公司 重建身体通道的组织或身体通路附近的组织的方法及设备
WO2017214974A1 (en) * 2016-06-17 2017-12-21 Johnpro Biotech Inc. Method for treating tumor
CN108185989A (zh) * 2017-12-28 2018-06-22 中国人民解放军陆军军医大学第附属医院 早期乳腺疾病多功能诊断治疗仪及控制方法
CN111133629A (zh) * 2017-08-17 2020-05-08 科瑞欧医疗有限公司 用于电外科设备的隔离装置
CN112739414A (zh) * 2018-08-09 2021-04-30 麻省总医院 向患者身体的目标区域传送能量以精确地满足治疗要求

Families Citing this family (57)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6603988B2 (en) 2001-04-13 2003-08-05 Kelsey, Inc. Apparatus and method for delivering ablative laser energy and determining the volume of tumor mass destroyed
US6725095B2 (en) * 2000-04-13 2004-04-20 Celsion Corporation Thermotherapy method for treatment and prevention of cancer in male and female patients and cosmetic ablation of tissue
US6690976B2 (en) * 2000-04-13 2004-02-10 Celsion Corporation Thermotherapy method for treatment and prevention of breast cancer and cancer in other organs
US6768925B2 (en) * 2000-04-13 2004-07-27 Celsion Corporation Method for improved safety in externally focused microwave thermotherapy for treating breast cancer
US6832111B2 (en) * 2001-07-06 2004-12-14 Hosheng Tu Device for tumor diagnosis and methods thereof
US7171256B1 (en) * 2001-11-21 2007-01-30 Aurora Imaging Technology, Inc. Breast magnetic resonace imaging system with curved breast paddles
US20040206738A1 (en) * 2001-12-28 2004-10-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Mammography patient contact temperature controller
US8095204B2 (en) * 2002-08-09 2012-01-10 Interstitial, Llc Apparatus and method for diagnosing breast cancer including examination table
US6807446B2 (en) * 2002-09-03 2004-10-19 Celsion Corporation Monopole phased array thermotherapy applicator for deep tumor therapy
ATE398974T1 (de) * 2002-11-27 2008-07-15 Medical Device Innovations Ltd Coaxiale gewebeablationsprobe und verfahren zum herstellen eines symmetriergliedes dafür
US7722601B2 (en) 2003-05-01 2010-05-25 Covidien Ag Method and system for programming and controlling an electrosurgical generator system
US20050251233A1 (en) * 2004-05-07 2005-11-10 John Kanzius System and method for RF-induced hyperthermia
US7510555B2 (en) 2004-05-07 2009-03-31 Therm Med, Llc Enhanced systems and methods for RF-induced hyperthermia
US20050251234A1 (en) * 2004-05-07 2005-11-10 John Kanzius Systems and methods for RF-induced hyperthermia using biological cells and nanoparticles as RF enhancer carriers
US20070250139A1 (en) * 2004-05-07 2007-10-25 John Kanzius Enhanced systems and methods for RF-induced hyperthermia II
ATE489034T1 (de) * 2004-05-26 2010-12-15 Medical Device Innovations Ltd Gewebenachweis- und ablationsgerät
US7467075B2 (en) * 2004-12-23 2008-12-16 Covidien Ag Three-dimensional finite-element code for electrosurgery and thermal ablation simulations
US7942873B2 (en) * 2005-03-25 2011-05-17 Angiodynamics, Inc. Cavity ablation apparatus and method
US8170643B2 (en) * 2005-11-22 2012-05-01 Bsd Medical Corporation System and method for irradiating a target with electromagnetic radiation to produce a heated region
US7565207B2 (en) * 2005-11-22 2009-07-21 Bsd Medical Corporation Apparatus for creating hyperthermia in tissue
US7826904B2 (en) 2006-02-07 2010-11-02 Angiodynamics, Inc. Interstitial microwave system and method for thermal treatment of diseases
US9387036B2 (en) * 2007-05-14 2016-07-12 Pyrexar Medical Inc. Apparatus and method for selectively heating a deposit in fatty tissue in a body
US8423152B2 (en) * 2007-05-14 2013-04-16 Bsd Medical Corporation Apparatus and method for selectively heating a deposit in fatty tissue in a body
US20090306646A1 (en) * 2007-05-14 2009-12-10 Bsd Medical Corporation Apparatus and method for injection enhancement of selective heating of a deposit in tissues in a body
US9861424B2 (en) 2007-07-11 2018-01-09 Covidien Lp Measurement and control systems and methods for electrosurgical procedures
US8152800B2 (en) 2007-07-30 2012-04-10 Vivant Medical, Inc. Electrosurgical systems and printed circuit boards for use therewith
US7645142B2 (en) 2007-09-05 2010-01-12 Vivant Medical, Inc. Electrical receptacle assembly
US8747398B2 (en) 2007-09-13 2014-06-10 Covidien Lp Frequency tuning in a microwave electrosurgical system
US8945111B2 (en) 2008-01-23 2015-02-03 Covidien Lp Choked dielectric loaded tip dipole microwave antenna
US8251987B2 (en) 2008-08-28 2012-08-28 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna
US8346370B2 (en) * 2008-09-30 2013-01-01 Vivant Medical, Inc. Delivered energy generator for microwave ablation
US9332973B2 (en) 2008-10-01 2016-05-10 Covidien Lp Needle biopsy device with exchangeable needle and integrated needle protection
US9186128B2 (en) 2008-10-01 2015-11-17 Covidien Lp Needle biopsy device
US8968210B2 (en) 2008-10-01 2015-03-03 Covidien LLP Device for needle biopsy with integrated needle protection
US11298113B2 (en) 2008-10-01 2022-04-12 Covidien Lp Device for needle biopsy with integrated needle protection
US9782565B2 (en) 2008-10-01 2017-10-10 Covidien Lp Endoscopic ultrasound-guided biliary access system
US20100087808A1 (en) * 2008-10-03 2010-04-08 Vivant Medical, Inc. Combined Frequency Microwave Ablation System, Devices and Methods of Use
US8311641B2 (en) 2008-12-04 2012-11-13 General Electric Company Method and apparatus for generating a localized heating
US10828100B2 (en) * 2009-08-25 2020-11-10 Covidien Lp Microwave ablation with tissue temperature monitoring
US8313486B2 (en) 2010-01-29 2012-11-20 Vivant Medical, Inc. System and method for performing an electrosurgical procedure using an ablation device with an integrated imaging device
WO2011113875A1 (en) * 2010-03-16 2011-09-22 Micropos Medical Ab A system with temperature control in a target area within a body
CN102198016A (zh) * 2010-03-26 2011-09-28 北京海旭弘信科技有限公司 基于相控阵技术的微波消融系统
US9241762B2 (en) 2010-06-03 2016-01-26 Covidien Lp Specific absorption rate measurement and energy-delivery device characterization using image analysis
US9377367B2 (en) 2010-06-03 2016-06-28 Covidien Lp Specific absorption rate measurement and energy-delivery device characterization using thermal phantom and image analysis
US9468492B2 (en) 2010-06-03 2016-10-18 Covidien Lp Specific absorption rate measurement and energy-delivery device characterization using image analysis
US8188435B2 (en) 2010-06-03 2012-05-29 Tyco Healthcare Group Lp Specific absorption rate measurement and energy-delivery device characterization using thermal phantom and image analysis
US9204922B2 (en) 2010-12-01 2015-12-08 Enable Urology, Llc Method and apparatus for remodeling/profiling a tissue lumen, particularly in the urethral lumen in the prostate gland
US8317703B2 (en) 2011-02-17 2012-11-27 Vivant Medical, Inc. Energy-delivery device including ultrasound transducer array and phased antenna array, and methods of adjusting an ablation field radiating into tissue using same
US20140271453A1 (en) 2013-03-14 2014-09-18 Abbott Laboratories Methods for the early detection of lung cancer
CN104739569A (zh) * 2015-04-03 2015-07-01 王霞 妇科乳房疾病养护诊治装置
CN104826237B (zh) * 2015-04-16 2018-11-27 大连理工高邮研究院有限公司 创伤微波聚焦护理治疗仪
US10864040B2 (en) 2015-12-29 2020-12-15 Warsaw Orthopedic, Inc. Multi-probe system using bipolar probes and methods of using the same
WO2018102786A1 (en) 2016-12-03 2018-06-07 Juno Therapeutics, Inc. Methods for modulation of car-t cells
US20180264285A1 (en) * 2017-03-18 2018-09-20 Rodney D. Smith Breast Cup System and Method for Hyperthermic Anaerobic Cell Apoptosis
US11511126B2 (en) 2017-10-16 2022-11-29 Electronics And Telecommunications Research Institute Apparatus for microwave hyperthermia
US11745025B2 (en) 2018-11-07 2023-09-05 Electronics And Telecommunications Research Institute Deep body spread microwave hyperthermia device for personal uses and operating method thereof
CN109568799B (zh) * 2019-01-21 2024-03-26 深圳市全息调频医疗器械有限公司 生物信息全息丰胸仪

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3895639A (en) * 1971-09-07 1975-07-22 Rodler Ing Hans Apparatus for producing an interference signal at a selected location
US4341227A (en) 1979-01-11 1982-07-27 Bsd Corporation System for irradiating living tissue or simulations thereof
US4798215A (en) * 1984-03-15 1989-01-17 Bsd Medical Corporation Hyperthermia apparatus
US4672980A (en) * 1980-04-02 1987-06-16 Bsd Medical Corporation System and method for creating hyperthermia in tissue
US4397314A (en) * 1981-08-03 1983-08-09 Clini-Therm Corporation Method and apparatus for controlling and optimizing the heating pattern for a hyperthermia system
US4556070A (en) * 1983-10-31 1985-12-03 Varian Associates, Inc. Hyperthermia applicator for treatment with microwave energy and ultrasonic wave energy
DK312884A (da) * 1984-06-27 1985-12-28 Joergen Bach Andersen Applicator
IT1247029B (it) 1991-06-19 1994-12-12 S M A Segnalamento Marittimo E Apparecchiatura a microonde per ipertermia clinica nella termoterapia endogena
US5441532A (en) * 1991-06-26 1995-08-15 Massachusetts Institute Of Technology Adaptive focusing and nulling hyperthermia annular and monopole phased array applicators
US5251645A (en) * 1991-06-26 1993-10-12 Massachusetts Institute Of Technology Adaptive nulling hyperthermia array
US5540737A (en) * 1991-06-26 1996-07-30 Massachusetts Institute Of Technology Minimally invasive monopole phased array hyperthermia applicators and method for treating breast carcinomas
US5810888A (en) * 1997-06-26 1998-09-22 Massachusetts Institute Of Technology Thermodynamic adaptive phased array system for activating thermosensitive liposomes in targeted drug delivery
US6163726A (en) * 1998-09-21 2000-12-19 The General Hospital Corporation Selective ablation of glandular tissue

Cited By (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103222894A (zh) * 2006-06-28 2013-07-31 美敦力Af卢森堡公司 用于热诱导的肾神经调制的方法和系统
CN103222894B (zh) * 2006-06-28 2015-07-01 美敦力Af卢森堡公司 用于热诱导的肾神经调制的方法和系统
CN102802728A (zh) * 2009-06-02 2012-11-28 皇家飞利浦电子股份有限公司 Mr成像引导的治疗
CN102802728B (zh) * 2009-06-02 2016-03-30 皇家飞利浦电子股份有限公司 Mr成像引导的治疗
CN104244810A (zh) * 2011-12-23 2014-12-24 维西克斯血管公司 重建身体通道的组织或身体通路附近的组织的方法及设备
CN102715916A (zh) * 2012-05-24 2012-10-10 电子科技大学 用于乳腺癌早期发现与诊断的微波热致超声成像系统
WO2017214974A1 (en) * 2016-06-17 2017-12-21 Johnpro Biotech Inc. Method for treating tumor
CN111133629A (zh) * 2017-08-17 2020-05-08 科瑞欧医疗有限公司 用于电外科设备的隔离装置
CN111133629B (zh) * 2017-08-17 2022-08-16 科瑞欧医疗有限公司 用于电外科设备的隔离装置
CN108185989A (zh) * 2017-12-28 2018-06-22 中国人民解放军陆军军医大学第附属医院 早期乳腺疾病多功能诊断治疗仪及控制方法
CN112739414A (zh) * 2018-08-09 2021-04-30 麻省总医院 向患者身体的目标区域传送能量以精确地满足治疗要求
CN112739414B (zh) * 2018-08-09 2022-10-04 麻省总医院 将剂量分布和/或注量分布传送到目标区域的系统

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