CN110799142B - 用于对韧带进行热治疗的设备和方法 - Google Patents

Abstract

一种用于使用微波能量来紧缩韧带的电外科设备。使用检测器来获得有关治疗区的信息。基于此信息，确定能量递送特征。所述能量递送特征被选择为在靶组织(例如，韧带、肌腱等等)中引起期望的热效应，而不会确定并递送不想要的热副作用。通过此设备，能够以精确的方式将能量递送到所述靶组织。所述能量递送特征可以是基于所述治疗区中的身体组织类型的复阻抗或者衰减和/或相位常数。

Description

用于对韧带进行热治疗的设备和方法

技术领域

本发明涉及用于通过胶原结构的热诱导变性来进行韧带紧缩的设备和方法。

背景技术

韧带是由连接骨与骨来形成关节的交织的胶原线构成的类似塑料电缆的结构。由于年龄或暴力损伤，关节中的韧带可能会受损，例如撕裂或拉伤。这可能会引起关节的疼痛和不稳定。

修复拉伤的韧带的一种方式通过加热所述韧带来进行。热量会使韧带收缩和紧缩。基于这种概念，已开发出一种用于治疗肩部中的关节囊韧带的已知为关节囊热挛缩术的非接触式加热技术。在关节囊热挛缩术中，将探针以侵入的方式插入到肩关节中。探针的尖端被布置成发射射频(RF)电磁能量，所述RF电磁能量对在所述尖端的紧邻区域内的分子进行热激发。探针尖端本身不是热的。

在US 2002/0095199中指出的与关节囊热挛缩术相关联的一个问题是由探针在韧带中诱导的温度是足够高的，以至于会对神经造成不可逆的损伤。特别值得关注的是腋神经，所述腋神经会经过下盂肱韧带的正下方。如果在靠近神经之处加热韧带，则存在永久性损伤的风险。由于神经所经过的实际路径可能会因人而异，因此不可能指定韧带中对于治疗而言始终安全的区域。

US 2002/0095199通过配置探针以在激活热韧带治疗之前发射神经刺激脉冲(例如，具有所谓的凝结RF波形)来解决这个问题。如果神经刺激脉冲刺激到神经(这可以在视觉上观察)，则可以理解，探针周围的区域对于热韧带治疗而言是不安全的。探针可以例如由外科医生四处移动，直到找到合适的治疗区为止。

还已知的是，递送微波能量以通过胶原的受控收缩来实现韧带的改变。例如，US6,461,353公开了一种整形外科设备，所述整形外科设备具有带有可偏转远端的套管针。电极定位在远端处以将微波能量递送在治疗部位处。

发明内容

最一般地，本发明提供了一种使用微波能量来紧缩韧带的电外科设备，其中检测器用于获得有关治疗区中的状况或所述治疗区的特性的信息，所述信息准许以引起必要的热效应的方式将能量递送到靶组织(例如，韧带、肌腱等等)，而不存在不希望的热副作用，例如对神经组织或周围皮肤或筋膜结构的附带热损伤。

根据本发明，提供了一种用于韧带紧缩的电外科设备，所述设备包括：电外科发生器，所述电外科发生器被布置成产生并输出微波电磁(EM)能量；探针，所述探针连接到电外科发生器，所述探针包括：柔性轴，所述柔性轴包含用于传送微波EM能量的同轴传输线；以及在柔性轴的远端处的施加器，所述施加器具有能量递送结构，所述能量递送结构被布置成从同轴传输线接收微波EM并且将所接收的微波EM能量发射到与施加器相邻的治疗区中；检测器，所述检测器被布置成监测治疗区的特性；以及控制器，所述控制器被布置成基于由检测器获得的信息而控制递送到探针的微波EM能量的能量递送特征。通过此设备，能够以精确的方式将能量递送到靶组织。所述设备可以例如通过监测治疗部位以检测组织类型或感测能量递送级别以便相应地控制能量递送特征来确保能避免对周围组织的附带损伤。

在一个实例中，检测器可以包括温度传感器，例如热电偶等等。温度传感器可以安装在施加器的远端处，例如以检测治疗区中的温度。检测器可以包括成像装置，例如以提供对治疗区的视觉反馈。成像装置可以有效地是温度传感器，例如以提供对治疗区内不同温度的视觉指示。成像装置可以使用例如可见光谱或红外光谱中的光辐射来操作。所述成像装置可以包括光纤束，所述光纤束沿着柔性轴延伸以向和从治疗区传送光辐射。在其他实例中，成像装置可以使用其他模态，例如超声波等等。

检测器可以包括功率感测模块，所述功率感测模块被布置成检测从电外科发生器传播到探针的正向功率信号和从探针反射回来的反射功率信号，并且其中控制器被布置成处理检测到的正向功率信号和反射功率信号，以获得指示治疗区中的身体组织类型的信息。因此，控制器可以被布置成使用检测器的输出来自动地检测合适的治疗区。例如，本发明可以测量位于探针的远端处的治疗区中的物质(身体组织)的介电特性。控制设备可以被布置成基于所述测量而自动地控制治疗。在一个实施方案中，可以通过检测从探针的远端反射的信号并将反射信号与正向信号进行比较以便确定治疗区中的物质的衰减和/或相位常数来进行测量。然后可以基于这个比较而调节正向信号，即以控制递送到治疗区的能量。

本发明可以提供用于检测治疗区的变化的设施。例如，如果在治疗期间检测到不合适的区，则所述设备可以自动地作出反应。所述设备因此可以提供具有响应性且灵敏的设备，所述设备可以降低例如神经/神经组织受损的风险。

控制器可以基于获得的信息而自动地操作，这可以减少神经组织暴露于潜在有害的辐射的时间。经过适当调制的微波能量递送特征可以有效地在治疗区中引起近乎即时的加热效应，而在其他位置存在最小的加热效应。因此，通过基于获得的信息自动地操作控制器，可以执行有效的韧带紧缩，同时防止对神经组织(例如，治疗区中和/或治疗区附近的神经组织)的损伤。

在此处，身体组织类型涵盖包含神经组织的身体组织和不包含神经组织的身体组织。在执行韧带紧缩的情况下，身体组织类型优选地包括基本上仅包含韧带组织的身体组织。在一些实施方案中，身体组织类型还可以指代韧带组织类型(例如，膝韧带、肩韧带、踝韧带等)。

控制器可以被布置成根据检测到的正向功率信号和反射功率信号来确定治疗区中的身体组织类型的：(i)复阻抗，或(ii)衰减和/或相位常数，指示治疗区中的身体组织类型的信息是确定复阻抗或者衰减和/或相位常数的结果。控制器可以包括：存储器，所述存储器存储参考数据；以及微处理器，所述微处理器被布置成执行软件命令，以将指示治疗区中的身体组织类型的所述信息与参考数据进行比较，并且基于所述比较而控制能量递送特征。

所述设备可以包括用于从治疗区去除热能的冷却机构。冷却机构可以包括用于例如经由施加器使冷却介质(例如，流体，诸如水或盐水)与治疗区进行热接触的构件。在一个实例中，探针可以包括延伸穿过柔性轴的流体进给导管。冷却机构可以包括用于通过流体进给导管将冷却剂递送到治疗区的致动器。

冷却机构可以用于提供期望的温度效应的线性分布。例如，所述设备可以被布置成提供治疗区的表面处的冷却与治疗区内的加热的平衡，以产生均匀的温度特征。60℃至70℃范围内的温度可能是引起肌腱或韧带中的胶原收缩的最优温度。超过80℃，胶原会完全失去其所有结构，因此高于此温度的任何热区域都会具有不良结果。

能量递送特征可以被布置成具有有限的最大功率电平，例如等于或小于15W。存在以较高功率加热可能会导致组织的降低的拉伸强度的风险。可能有益的是，在组织的不同区域上使用若干次能量施加来取得期望的收缩，而不会降低所述装置的拉伸强度。一种在手术期间可能提高速度的方式是可以存在多于一个施加器，其中可以调节距离来取得期望的组织效果。

所述设备可能特别适合于微创手术。例如，所述设备可以包括具有可操纵的器械塞绳的外科观测装置(例如，内窥镜、胃镜、支气管镜、腹腔镜等等)，所述外科观测装置具有延伸穿过其中的器械通道。探针的尺寸可以被设计成可插入穿过器械通道以到达治疗区。

能量递送特征可以是：测量能量递送特征或治疗能量递送特征。治疗能量递送特征的功率大小可以大于测量能量递送特征的功率大小(例如，要大一个数量级)。

控制器可以被布置成根据比较来检测治疗区中的神经组织的存在。可以将处于测量功率大小的微波能量用于测量模式中，以安全地定位不包含神经组织的治疗区。一旦已经使用测量模式定位了不包含神经组织的治疗区，就可以将处于治疗功率大小的微波能量用于治疗模式中以对韧带组织进行热治疗。换言之，在使用/激活治疗模式之前，可以使用测量模式来识别安全/合适的治疗区。控制器可以被配置成相应地控制能量递送特征。例如，控制器可以被布置成在确定治疗区中不存在神经组织时选择治疗能量递送特征。

可以选择测量能量递送特征的功率大小，以便足以检测介电特性，例如神经组织的存在与否，但是不足以在治疗区中引起明显的加热效应，并且因此不足以损伤神经组织。可以选择治疗能量递送特征的功率大小，以便足以在韧带组织中引起加热效应，即足以产生韧带紧缩的治疗效果。治疗功率大小可以比测量功率大小高一个或多个数量级，并且可能足以将组织快速加热到大于55℃的例如在70℃至80℃的范围内的温度。测量功率大小可以为10mW(10dBm)或更小。因此，有可能通过使用测量模式将神经组织中的温度保持低于(优选地，基本上低于)55℃。因此，有可能防止发生永久性神经损伤(其中已显示在超过55℃的温度下会发生永久性神经损伤)。治疗功率大小可以为10W或更大(但是如上所述不超过15W)。

可能优选的是，根据连续波(CW)能量递送特征以测量模式递送辐射以检查反射的能量信号，可以从所述反射的能量信号确定治疗区中组织的介电特性。治疗模式之后可以使用由一个或多个脉冲组成的脉冲能量递送特征，以产生期望的治疗效果。在一些实施方案中，单个短暂的脉冲可能足以在治疗区的韧带组织中引起期望的近乎即时的加热效应。

能量递送结构可以包括用于以所接收的微波EM能量辐射电场的任何合适的发射器。例如，能量递送结构可以包括以下中的任一者：行波狭缝辐射器；微带天线；以及开口波导。能量递送结构可以被布置成与人类或动物身体上的治疗区相适应。例如，施加器可以包括可膨胀部分，所述可膨胀部分被布置成进行扩张以使能量递送结构延伸到治疗区中。在一个实例中，探针可以包括用于使组织的一部分保持与能量递送结构相抵的钩部分。

如上文简要地论述，一旦已经检测到合适的治疗区，所述设备就可以被布置成使用选自多个能量递送特征的能量递送特征以治疗功率大小向天线递送功率。每个递送特征可以与相应的韧带类型相关联。控制器可以被布置成控制可变衰减器和/或信号调制装置以根据递送特征来递送正向功率信号。可以由控制器根据所获得的指示治疗区中的组织类型的信息来自动地选择递送特征。可选地或另外地，所述设备可以包括用户接口，所述用户接口连接到控制器以准许用户例如根据正被治疗的身体的区域(膝部、肩部等)来选择适当/期望的递送特征。

另外，当已检测到合适的治疗区时，所述设备可以包括连接在发生器上的阻抗调节器，所述阻抗调节器具有可调复阻抗，所述可调复阻抗可由控制器基于微波检测信号而进行控制以匹配治疗区中检测到的身体组织的阻抗。此外，正向功率信号和反射功率信号用于监测递送到治疗区的功率，使得到韧带(非神经)组织的最大能量传递得以实现。通过随着治疗性韧带紧缩的执行而动态地调节阻抗，即使胶原的介电特性因加热而改变，也有可能确保最大功率递送。换言之，在胶原的反射系数随着其被加热而改变时，本设备检测这种改变以最大化功率递送。还可以监测所述变化，以便监测紧缩治疗的进展。可以准确地将递送到组织中的微波能量的剂量量化。

输出功率可以具有在1GHz至300GHz范围内的频率。尤其可以使用以下频带：2.4GHz至2.5GHz、5.725GHz至5.875GHz、14GHz至14.5GHz、24GHz至24.25GHz、30GHz至32GHz和45GHz至47GHz。甚至更确切地说，可以考虑以下点频率：2.45GHz、5.8GHz、14.5GHz、24GHz、31GHz、45GHz和61.25GHz。在这些高频率下，辐射的穿透深度(其与治疗区的大小关联)较小，这既有助于控制治疗区的位置，又有助于明确地测量治疗区中的物质的介电特性的能力。还可能存在微波能量对组织脱水的另外将有助于靶组织收缩的一些益处。

天线可以在其远端处的发射区域中包括行波狭缝辐射器。

在另一方面，本发明可以提供一种对韧带组织进行热治疗的方法，所述方法包括：将天线定位在治疗区处；将微波频率电磁场从天线发射到治疗区中，以在治疗区中引起对生物组织的加热；检测递送到天线的正向功率信号和从天线反射回来的反射功率信号；根据检测到的正向功率信号和反射功率信号来确定治疗区中的生物组织的介电特性的变化；以及基于所确定的介电特性的变化而控制正向功率信号的大小。

在又另一方面，本发明可以提供一种对韧带组织进行热治疗的方法，所述方法包括：将天线定位在治疗区处；以测量功率电平将微波频率电磁场从天线发射到治疗区中；检测递送到天线的正向功率信号和从天线反射回来的反射功率信号；根据检测到的正向功率信号和反射功率信号来确定治疗区中的神经组织的存在与否；以及如果确定治疗区中不存在神经组织，则以治疗功率电平将微波频率电磁场从天线发射到治疗区中，所述治疗功率电平的大小大于测量功率电平。

本发明的设备可以用于治疗肩韧带(例如，用于关节囊热挛缩术中)、踝韧带(即，治疗踝不稳定)和膝韧带(例如，治疗附带韧带损伤)。

附图说明

以下参考附图详细描述了本发明的实例，在附图中：

图1是根据本发明的第一实施方案的电外科设备的总体设备示意图；

图2是根据本发明的第二实施方案的电外科设备的示意图；

图3是用于本发明的实施方案中的阻抗调节器和微波信号检测器的示意性电路图；

图4是适用于本发明的实施方案中的阻抗调节器的另一个实例的示意性电路图；

图5是适用于本发明的实施方案中的阻抗调节器的又另一个实例的示意性电路图；

图6是被视为分布元件电路的完整的微波能量递送结构的示意图；

图7是根据本发明的第三实施方案的具有单独的测量信道的电外科设备的示意性设备图；

图8是根据本发明的第三实施方案的具有单独的测量信道并具有用于在发生器上进行调谐的构件的另一个电外科设备的示意性设备图；

图9是适合与本发明一起使用的通用探针结构的示意图；

图10A和图10B是第一示例探针结构的示意性顶视图和横截面侧视图；

图11是第二示例探针结构的示意性横截面侧视图；

图12A和图12B是第三示例探针结构的示意性横截面侧视图和顶视图；

图13是第四示例探针结构的示意性侧视图；

图14A和图14B分别是处于未部署和展开配置的第五示例探针结构的示意图；

图15是第六示例探针结构的示意图；并且

图16是第七示例探针结构的示意图。

具体实施方式

总的来说，韧带治疗设备提供了：用于在源处产生高频微波功率的构件，所述构件联接到位于韧带紧缩探针的远端处的能量递送结构，所述能量递送结构适于将聚焦的电磁场发射到小的离散的韧带组织结构中以引起几乎即时的局部温度升高，这可能使得能够执行有效的韧带或肌肉紧缩。

此外，所述设备可以包括用于测量向其中发射电磁场的物质(身体组织)的介电特性的构件。通过提供灵敏的测量设备，可以将加热效应限制于基本上仅包含靶组织(例如，韧带组织)的治疗区，并且防止了对神经组织的损伤。

有了适当形成的探针结构，本发明可以用于治疗例如眼肌韧带、膝韧带、踝韧带和/或肩韧带。

下文论述的一些实施方案并入了组织类型识别技术，但是本发明不需要限于这类技术。这些技术能够使用测量模式根据介电特性来表征治疗区处的组织的类型，以便确定神经组织和韧带组织中的哪一者存在于治疗区中。例如，可以相应地调节递送到天线的微波功率的大小，例如在没有检测到神经组织的情况下基本上是增加的，以便在治疗模式下递送适合于紧缩韧带的能量。因此，可以大幅降低治疗区中因微波辐射到神经组织的递送所致的加热效应，从而防止发生神经损伤。

下文论述的一些实施方案还并入了动态组织匹配技术，以确保在已检测到合适的治疗区(例如，不包含神经组织的治疗区)的情况下在可以从小于10Ω变化到大于100kΩ的阻抗范围内到组织中的最大能量递送。

在其他实施方案中，韧带治疗探针可以包括提供指示治疗区处的温度的输出的温度传感器或其他换能器。可以基于检测到的温度而控制微波能量的递送。

总体设备和发生器配置

下文参考图1至图8描述了总体韧带治疗系统和可以用于所述系统中的电外科发生器的各方面。

图1示出了作为本发明的第一实施方案的电外科韧带紧缩设备100的总体设备图。

设备100包含用于产生微波频率电磁信号并且将所述微波频率电磁信号控制在适合于治疗(例如，紧缩)韧带的功率电平的部件。在这个实施方案中，设备100包括锁相振荡器(微波电源)1007、信号放大器1008、可变信号衰减器(例如，模拟或数字二极管衰减器)1009、放大器单元(此处是驱动放大器1010和功率放大器1011)、正向功率耦合器1012、循环器1013和反射功率耦合器1014。循环器1013将正向信号与反射信号隔离，以减少存在于耦合器1012、1014处的不想要的信号分量，即所述循环器提高了耦合器的方向性。耦合器1012、1014可以统一被认为是发生器中的正向信号和反射信号的检测器。任选地，发生器104包括具有可调阻抗的阻抗匹配子设备(未示出)。下文参考图2更详细地论述这个选项。

在这种情况下，微波能量是超过300MHz，即1GHz至300GHz，且优选地为2.45GHz、5.8GHz、24GHz等的任何能量。

设备100包括与控制器106进行通信的发生器104，所述控制器106可以包括信号调节和通用接口电路108、微控制器110和看门狗1015。看门狗1015可以监测一系列潜在的错误状态，所述潜在的错误状态可能会导致设备无法根据其预期规定执行，即由于输出或治疗时间大于用户所需的时间，所述设备将错误剂量的能量递送到患者身体组织中。看门狗1015包括微处理器，所述微处理器独立于微控制器110，以确保微控制器110正常运行。看门狗1015可以例如监测来自DC电源的电压电平或由微控制器110确定的脉冲的定时。控制器106被布置成向发生器104中的部件传送控制信号。在这个实施方案中，微处理器110被编程为对可变信号衰减器1009输出微波控制信号C_M。这个控制信号用于设置从发生器104输出的将由天线递送的微波EM辐射的能量递送特征以及其功率大小。特别地说，可变信号衰减器1009能够控制输出辐射的功率电平。例如，衰减器优选地被布置成以10mW的测量功率大小来维持测量模式，直到检测到没有神经组织的区域为止，在此时，控制器106控制衰减器以将所述设备/发生器输出切换为治疗模式，伴有增加的功率大小。此外，可调信号衰减器1009可以包括能够设置输出辐射的波形(例如，脉冲宽度、占空比等)的切换电路。

微处理器110被编程为基于来自正向功率耦合器1012和反射功率耦合器1014的信号信息而输出微波控制信号C_M。在这个实施方案中，可以仅通过测量相位信息来控制微波发生器，所述相位信息可以从发生器获得(从采样的正向功率信息和反射功率信息中获得)。正向功率耦合器1012输出指示正向功率电平的信号S_M1，并且反射功率耦合器1014输出指示反射功率电平的信号S_M2。来自正向功率耦合器1012和反射功率耦合器1014的信号S_M1、S_M2传送到信号调节和通用接口电路108，其中所述信号被适配成适合于传递到微处理器110的形式。

用户接口112，例如触摸屏面板、键盘、LED/LCD显示器、薄膜按键、脚踏开关等等与控制器106进行通信，以向用户(例如，临床医生/外科医生)提供有关治疗的信息，并且准许手动地选择或者例如经由合适的用户命令控制治疗的各个方面(例如，将要治疗的韧带组织的类型)。所述设备可以使用常规的脚踏开关1016来操作，所述脚踏开关1016也连接到控制器106。

控制器106包括存储器(未示出)，并且被布置成执行软件指令来操作所述设备。特别地说，控制器106控制供应到探针的正向功率信号的大小和轮廓(即，脉冲形状和持续时间)。这种控制可以是基于在天线相对于患者移动时所获得的指示天线的远端处的组织类型的信息的变化，或者是基于所获得的信息与可以存储在存储器中的预定参考数据的比较。例如，存储器可以存储用于阻抗测量的阈值条件，由此所获得的满足阈值条件(即，指示存在韧带组织和/或指示不存在神经组织的阈值条件)的信息可以触发治疗。

所述设备因此可以准许将一定量的微波功率(即，组织加热剂量)递送到由临床医生设置的治疗区中，并且可以通过连续地对正向功率电平和反射功率电平进行采样并进行调节来提供对正被递送的功率的动态控制，以确保递送的功率与需求相同。与控制器106进行通信的用户接口112允许用户(例如，临床医生或外科医生)输入一组用户定义参数，并且还会显示有用的信息，例如选择的能量剂量和递送到组织中的能量。用户接口112还可以使得能够显示工程参数，例如随时间变化的反射功率和正向功率。此信息可以用于建立最优能量特征。

控制软件可以在单板计算机，例如微处理器板或DSP上运行。用户接口112可以包括合适的平面屏幕显示器和薄膜按键或触摸屏显示器。

所述设备可以由脚踏开关(未示出)或包含天线118的手持件中的开关控制。

最后，所述设备包括电源单元1017，所述电源单元1017从外部源1018接收电力(例如，输电干线电力)并且针对设备中的部件将所述电力转换成DC电源信号V₁至V₆。因此，用户接口接收功率信号V₁，微处理器110接收功率信号V₂，发生器接收功率信号V₄，信号调节和通用接口电路108接收功率信号V₅，并且看门狗1015接收功率信号V₆。

图2是根据本发明第二实施方案的电外科设备101的设备图。示出了所述设备的发生器区段104的子部件，并且在这个实施方案中，所述子部件包括如下文将说明的调谐元件。与图1共有的部件被给予了相同的附图标记并且不会再次进行描述。

发生器104包括用于产生低功率微波能量的微波电源148。电源148可以是电压控制振荡器(VCO)、介质谐振振荡器(DRO)、耿氏二极管振荡器等等。电源148的输出由功率电平控制器和调制器单元150接收。功率电平控制器和调制器单元150可以包括：信号调制装置，所述信号调制装置被布置成使得发生器能够以脉冲模式操作；以及功率控制衰减器，所述功率控制衰减器被布置成使得用户能够控制递送到组织中的功率的电平。对于韧带治疗，例如50W能量持续20ms的单次脉冲可能就足以加热韧带，以便使所述韧带紧缩。信号调制装置提供了控制脉冲持续时间的能力。

调制单元中的衰减器用于使得用户能够控制递送到组织，例如治疗区中的韧带组织中的功率的电平/大小。调制开关的输出被输入到放大器和保护单元152，所述放大器和保护单元152被布置成将功率信号放大到适合于治疗，即适合于引起治疗区中的生物组织的非常快速的温度升高的功率电平，以便带来韧带紧缩。第一功率电平可以是10W或更大，例如50W。衰减器可以用于控制放大器152的输入功率，并且因此间接控制所述放大器的输出功率。可选地，可以省略衰减器，并且可以使用控制信号，例如通过控制放大器和保护单元152的增益来控制功率电平。

放大器和保护单元152可以包括：驱动放大器，所述驱动放大器用于放大由频率源148产生的输出信号电平；以及功率放大器，所述功率放大器用于将由驱动放大器产生的信号放大到适合于带来韧带紧缩的电平。因此，放大器和保护单元152可以由控制器106控制，以在测量模式检测到在治疗区中不存在神经组织时将发生器输出从测量模式切换到治疗模式(例如，通过将正向功率信号放大到治疗功率大小)。为了保护放大器和源免受高级别的反射微波能量的影响，可以将功率放大器的输出连接到微波循环器。循环器仅允许微波功率在顺时针方向上流动，因此如果循环器是三端口装置，则返回到功率放大器中的任何反射功率都将被功率转储负载吸收，其中第一端口接收来自功率放大器的输出功率。第二端口将这个功率输出到馈送结构和探针中，并且当探针的远端与身体组织的阻抗不匹配时，从探针和馈送结构往回接收功率。第三端口连接到功率负载，所述功率负载能够吸收反射功率并且与循环器的阻抗很好地匹配。匹配负载的阻抗优选地与所述设备的阻抗相同，即50+j0Ω。定向耦合器可以连接在循环器的第三端口与匹配负载的输入端之间，以使得能够对反射功率进行采样。

放大器和保护单元152的输出被输入到第一功率耦合单元154，所述第一功率耦合单元154可以包括被布置成对发生器上的正向微波能量和反射微波能量进行采样的正向定向耦合器和反射定向耦合器。采样的正向功率电平和反射功率电平分别被输入到正向和反射第一功率检测单元156，其中例如使用二极管检测器或者外差/零差检测器来检测功率电平，以对正向功率和反射功率的一部分进行采样，并且使得能够从采样的信号中提取大小、或大小和相位或仅相位信息。由第一功率检测单元156产生的信号被输入到控制器106，以使得正向功率和反射功率的大小和/或相位能够被用来计算递送到组织中的净功率并且确定进入功率电平控制器和调制器150中的必要的输入信号，以确保实际递送的功率或能量等于需要的功率或能量。

正向信号和返回信号的大小(指示治疗区中的身体组织中的衰减)，即治疗区中的组织的介电特性的指标之后可以用于确定神经组织和/或韧带组织的存在/不存在。然后可以相应地调节正向功率。另外地或可选地，可以使用来自正向信号和返回信号的相位信息。如上所述，可以将相位和/或衰减信息与预定参考数据进行比较，以确定治疗区中的组织类型。

这个实施方案还可以使用动态阻抗匹配设备(阻抗调节器)，以使得由放大器和保护单元152产生的微波能量在阻抗方面能够与由治疗区中的组织在(从测量的介电特性)确定治疗区不包含神经组织时对探针118的远端呈现的负载匹配。本发明不限于自动调谐机构在微波功率递送设备中的使用，即探针(辐射器)的远端可以操作频率匹配到一个具体的生物组织类型/状态，或者可以机械地，即通过手持件中包括的机构调节探针的阻抗以在探针阻抗与同探针接触的组织的阻抗之间提供一定的匹配水平。第一功率耦合单元154的输出由调谐网络158接收，所述调谐网络158在发生器104上具有可调阻抗，所述可调阻抗基于从第一功率检测单元156和第二功率检测单元164收集的信息通过调谐网络调节机构160在控制器106控制下的状态来确定。

阻抗调节器158的输出被输入到第二功率耦合单元162，所述第二功率耦合单元162可以与第一功率耦合单元154类似的方式配置，以对来自发生器104的正向功率电平和反射功率电平进行采样，并且将所述正向功率电平和反射功率电平分别输入到第二正向和反射功率检测单元164，所述第二正向和反射功率检测单元164将检测到的功率电平和/或相位信息转发到控制器106。

可以比较通过第一功率检测单元156和第二功率检测单元164变得可用的信息，以确定阻抗调节器158为了使得电源能够与治疗区中的身体组织的阻抗实现阻抗匹配而需要的调节。

下文参考图3至图5论述发生器104的更详细的实例。

在使用中，控制器106操作来在微波能量的供应期间控制阻抗调节器158的分布调谐元件的电容和电感的值，以使相应信道的阻抗与探针118的远端处的负载匹配。实际上，阻抗调节器的调谐元件可以是可变短截线/微带传输线或功率PIN/变容二极管(分布元件)。阻抗匹配在此上下文中指代通过源(即，设备)与治疗区中的组织的复数共轭匹配来使能量到组织中的传递(通过微波能量的辐射)最大化。可以注意到，微波源可以通过辐射和传导来递送能量，但是对于微波电流而言，返回路径是局部的。

可能优选的是，振荡器148被锁相到稳定温度补偿的晶体参考源，以便使微波频率下的能量处于固定的温度稳定频率。

阻抗调节器可以用于确保与组织接触的天线结构与组织的阻抗很好地匹配，以确保实现到韧带(非神经)组织的最大能量传递，并且从施加器的辐射区段递送的能量可以被很好地量化，即考虑到递送电缆和施加器的插入损耗，即使组织(即，胶原)的阻抗因为加热效应而变化时，也可以高置信度实现以10W持续10秒来将100J能量递送到靶组织中的用户需求。

图3示出了根据实施方案的所述设备的发生器的部件的示意图。电源228输出具有稳定(例如，固定)微波频率的微波信号。电源228的输出被输入到可变衰减器230，所述可变衰减器230基于来自控制器(未示出)的控制信号C₉而控制输出的大小。可变衰减器230的输出被输入到开关单元232，所述开关单元232基于来自控制器的控制信号C₁₀而调制输出。实际上，单元230和232可以通过使用具有一定响应时间(在接收到新的数字输入信号时改变信号衰减的时间)的可变衰减器组合成一个单一的单元，所述响应时间是足够快的以允许装置充当调制器或者允许设备以脉冲模式操作，即如果衰减器的响应时间为100ns并且所述设备将以脉冲模式操作，在脉冲的宽度被要求为5ms并且脉冲之间的断开时间为20ms的情况下，则这个装置可以很容易地用来服务于两个目的。开关单元232的输出由功率放大器234接收，所述功率放大器234将微波信号放大到适合于在治疗区中没有检测到神经组织时产生有用的韧带紧缩治疗效果的功率电平。功率放大器234的输出被输入到循环器236的第一端口。循环器236将放大器与从探针传回的反射信号隔离。往回接收在循环器的第二端口处的任何反射信号都将从第三端口引出到功率转储负载238中。

来自放大器的正向信号从循环器的第二端口输出，所述第二端口连接到正向定向耦合器240，所述正向定向耦合器240将正向定向信号的一部分耦合到检测器242中。检测器242的输出连接到控制器。正向定向耦合器240的输出被输入到反向定向耦合器244，所述反向定向耦合器244将任何反射信号的一部分耦合到检测器246中。检测器246的输出连接到控制器。反向定向耦合器244的输出被输入到具有可调阻抗的微波阻抗调节器248。阻抗调节器248的输出被输入到正向定向耦合器250和反向定向耦合器252，以类似于正向定向耦合器240和反向定向耦合器244的方式分别将正向信号和反射信号的一部分耦合到检测器254、256中。检测器254、256的输出连接到控制器。本发明不限于二极管检测器的使用，即对数幅度检测器、零差相位和幅度检测器、外差相位和幅度检测器或者异或门(XOR)相位检测器可以用于实施242、246、254和256。提取相位信息以及大小信息的能力在能够实现以下项的方面是有益的：对微波调谐网络进行准确和动态的调节；提供更大程度的控制；有效地防止神经损伤；以及提高匹配设备在能够匹配的可及阻抗方面的性能，但是本发明并不受对提取相位以及大小信息来控制所述设备的需求的限制。例如，发生器中的测量信息可以仅通过测量相位信息来获得。

控制器可以使用来自二极管检测器(或其他类型的检测器)242、246、254、256的输出来确定递送到负载(例如，韧带组织)的功率的量和/或作为控制阻抗调节器248的阻抗的手段以将反射功率最小化，并且将由发生器产生的能量匹配到组织负载的变化的阻抗中，从而在韧带组织的介电特性因加热而改变时提供到韧带组织中的能量递送的最优效率，并且在最小化因能量返回到发生器所致的部件加热的方面提供最优设备性能并且提供到靶韧带(非神经)组织中的能量递送的准确量化。

图3中的阻抗调节器248包括分路地连接到发生器的三个PIN二极管开关258。每个PIN二极管开关258具有独立的DC或相对低频率，即至多10kHz的电压控制信号C₁₁-C₁₃(由控制器产生)以控制其状态。PIN二极管开关操作来将相应的分路电容260(其可以由一段传输线，即微带线或同轴线形成)切换到发生器中。串联电感器262(其也可以是一段传输线)被示出为连接在分路元件之间。分路电容和串联电感的组合形成调谐网络或滤波器，并且切换形成切入或断开的电容或电感的总值的单独的元件的能力允许所述网络充当可变调谐滤波器。为了增大调谐范围，可以增加网络中的元件的数量。可以对构成调谐电容的总值的分路电容的固定值进行加权，即二进制加权，以提供尽可能大的变化范围。形成阻抗调节器/调谐网络的电感器和电容器的位置可以互换，即电感器可以分路地连接，而电容器可以串联地连接。网络中使用的电容和电感的值可以通过将具有变化长度的传输线插入在分路元件之间和/或在传输线与跨越调谐元件分路地连接的开关之间来实现，即物理长度等于八分之一的波导波长的长度的传输线会产生值等于传输线的特性阻抗的感抗。

阻抗调节器248可以其他方式实施。图4示出了替代布置，其中多个第一变容二极管(或功率PIN二极管)264串联地连接在发生器上，并且多个第二变容二极管(或功率PIN二极管)266并联地连接到发生器。可控DC偏置信号C₁₄-C₁₉可以被施加来控制每个变容二极管264、266上的电压，以更改耗尽区域的长度，这又会改变电容。阻隔电感器268防止微波能量返回到DC电源中。这些电感器可以微带，即印刷电感器或小的导线线圈实现。以此方式，串联变容二极管充当传输线的一部分，所述传输线的一部分具有变化可以高达

的电长度，其中λ是微波能量的波长。并联分路变容二极管可以充当短截线，所述短截线具有变化可以高达

的电长度。DC阻隔电容器270连接在调谐网络与探针之间，以防止DC或低频AC电流被递送到患者体内，即所述DC阻隔电容器提供了DC患者阻隔屏障。

图5示出了使用微带短截线实施的阻抗调节器的另一种替代布置。在这个实例中，具有不同长度的三个微带短截线272连接到发生器上的微带线。每个短截线272可以在DC信号C₂₀-C₂₂的控制下使用PIN二极管(或机电)开关274在短路(开关触点或接头闭合)与开路(开关或信道断开)之间独立地切换。形成短截线272的传输线可以被设置为表示一定范围的容抗(电容或电感)或阻抗的长度。图5所示的布置使得能够选择八个不同的调谐位置，即2³。就像在图3的实例中那样，电感器276被示出为串联地连接在分路短截线之间。这些电感器在此处被示出为通过将线印刷到介电材料上而在微带线中实现的薄传输线，所述线要窄于形成传输线的特性阻抗的线。也可以使用其他传输线配置，其中线的宽度/直径和/或长度使得能够实现在操作频率下具有所需电感的电感器。这种配置不限于使用电感器276，即微带线的宽度可以增加到大于形成具有等于传输线的特性阻抗的阻抗的线所需的宽度，以便产生调谐电容而不是调谐电感。

在另一个实例中，可以使用形成短截线的传输线短截线或波导(矩形或圆柱形)区段来代替微带短截线，并且可以实施同轴伸缩喇叭结构以改变相位。

图6示出了用于发生器的分布电路302，所述分布电路302可以用于分析电外科设备的操作。

图6所示的对发生器的分析是基于分布式阻抗网络，其中每个元件都表示为复阻抗。微波发生器318被示出为串联地连接到发生器320的阻抗，并且标称上是50Ω。源阻抗连接到分布元件微波调谐器，所述分布元件微波调谐器包括四个串联连接的固定阻抗322、324、326、328和三个分路连接的可变阻抗330、332、334，所述可变阻抗330、332、334连接在上文提及的串联阻抗的远端和近端之间。调谐网络的输出连接到同轴电缆组件，所述同轴电缆组件具有50Ω的标称阻抗336。

在由一系列阻抗值和可变/固定线长度表示且示出于图6中的分布元件微波调谐设备中，调谐网络内的可变元件330、332、334在同轴电缆组件(具有阻抗336)和天线(具有阻抗338)连接在阻抗调谐器的输出端口与同天线接触的组织之间时必须使源阻抗320与组织阻抗340匹配。

图7示出了根据本发明的第三实施方案的电外科设备400的完整的设备图。在这个实施方案中，发生器具有微波电源402、治疗信道和与治疗信道隔开的测量信道。

治疗信道包括：功率控制模块，所述功率控制模块包括：可变衰减器404，所述可变衰减器404由控制器406经由控制信号V₁₀控制；以及信号调制器408，所述信号调制器408由控制器406经由控制信号V₁₁控制；以及放大器模块，所述放大器模块包括：驱动放大器410和功率放大器412，所述驱动放大器410和功率放大器412用于产生正向微波EM辐射以在适合于治疗的功率电平下从探针420进行递送。在放大器模块之后，治疗信道接着是微波信号耦合模块(其是微波信号检测器的一部分)，所述微波信号耦合模块包括：循环器416，所述循环器416被连接来沿着其第一端口与第二端口之间的路径将微波EM能量从源递送到探针；在循环器416的第一端口处的正向耦合器414；以及在循环器416的第三端口处的反射耦合器418。在通过反射耦合器之后，来自第三端口的微波EM能量被吸收在功率转储负载422中。微波信号耦合模块还包括开关415，所述开关415由控制器406经由控制信号V₁₂操作来将正向耦合信号或反射耦合信号连接到外差接收机以进行检测。

为了在这个实施方案中创建测量信道，使用功率分配器424(例如，3dB功率分配器)来将来自源402的信号划分为两个分支。在一个替代实施方案中，可以省略功率分配器424，并且将单独的源用于测量信道。来自功率分配器424的一个分支形成治疗信道，并且在其上连接有上文描述的部件。另一个分支形成测量信道。测量信道绕过治疗信道上的放大器，并且因此被布置成从探针递送低功率信号，例如适用于测量模式的10mW CW功率信号，以检测治疗区中的组织类型，而不会在治疗区中引起明显的加热效应。在这个实施方案中，由控制器406经由控制信号V₁₃控制的主信道选择开关426可操作来从治疗信道或测量信道选择信号以递送到探针。例如，当在测量模式中确定在治疗区中不存在神经组织时，控制器406可以使开关426切换到治疗信道以递送高功率输出来执行韧带紧缩。

测量信道在这个实施方案中包括被布置成检测从探针反射的功率的相位和大小的部件，所述部件可以产生有关存在于探针的远端处的物质的信息，例如生物组织类型(韧带或神经)。测量信道包括循环器428，所述循环器428被连接来沿着其第一端口与第二端口之间的路径将微波EM能量从源402递送到探针。从探针返回的反射信号被引导到循环器428的第三端口中。循环器428用于在正向信号与反射信号之间提供隔离，以有助于准确的测量。然而，由于循环器在其第一端口与第三端口之间没有提供完全隔离，即一些正向信号可能会闯到第三端口并且干扰反射信号，因此使用了载波抵消电路，所述载波抵消电路(经由注入耦合器432)将(来自正向耦合器430的)正向信号的一部分往回注入到从第三端口离开的信号中。载波抵消电路包括相位调节器434，以确保注入部分与从第一端口闯入到第三端口中的任何信号具有180°的相差，以便将所述信号抵消掉。载波抵消电路还包括信号衰减器436，以确保注入部分的大小与任何闯入信号相同。

为了补偿正向信号中的任何漂移，在测量信道上提供了正向耦合器438。正向耦合器438的耦合输出和来自循环器428的第三端口的反射信号连接到开关440的相应的输入终端，所述开关440由控制器406经由控制信号V₁₄操作来将耦合的正向信号或反射信号连接到外差接收机以进行检测。

开关440的输出(即，来自测量信道的输出)和开关415的输出(即，来自治疗信道的输出)被连接到辅助信道选择开关442的相应的输入终端，所述辅助信道选择开关442可结合主信道选择开关由控制器406经由控制信号V₁₅操作来确保当测量信道向探针供应能量时，测量信道的输出被连接到外差接收机，并且当治疗性信道向探针供应能量时，治疗信道的输出被连接到外差接收机。

外差接收机用于从由辅助信道选择开关442输出的信号中提取相位和大小信息。在图7所示的实施方案中，使用单个外差接收机。如有必要，可以使用在信号进入控制器之前将源频率下混合两次的双外差接收机(包含两个本地振荡器和混频器)。外差接收机包括本地振荡器444和混频器448，以用于对由辅助信道选择开关442输出的信号进行下混合。本地振荡器信号的频率被选择为使得来自混频器448的输出处于适合于接收在控制器406中的中间频率。带通滤波器446、450被提供用来保护本地振荡器444和控制器406免受高频微波信号的影响。

控制器406接收外差接收机的输出，并且从中确定(例如，提取)指示治疗和/或测量信道上的正向信号和/或反射信号的相位和大小的信息。此信息可以用于例如根据在治疗区中检测到的韧带组织类型来控制治疗信道上的高功率微波EM辐射的递送。在一个实施方案中，当如从正向信号和反射信号确定的治疗区中的物质的介电特性指示治疗区不包含神经组织时，控制器切换所述设备以递送高功率微波EM辐射。如上所述，可以借助于参考数据进行这种确定。如同样在以上实施方案中所论述，用户也可以经由用户接口452与控制器406进行交互。

图8示出了相对于图7的第三实施方案中所示的设备略有修改的电外科设备500的完整的设备图。图7与图8之间共有的部件被给予了相同的附图标记并且不会再次进行描述。

在治疗信道上，阻抗调节器502连接在放大器模块与探针之间。阻抗调节器502由控制器406经由控制信号V₁₇来控制。循环器504充当放大器模块与阻抗调节器502之间的隔离器，以保护功率放大器412免受反射信号的影响。连接在功率放大器412与循环器504之间的正向耦合器506将功率放大器监测信号耦合出去。正向耦合器508和反射耦合器510连接在循环器504与阻抗调节器502之间，以提供有关发生器上在阻抗调节器502之前的正向功率信号和反射功率信号的信息。正向耦合器512和反射耦合器514连接在阻抗调节器502与探针420之间，以提供有关发生器上在阻抗调节器502之后的正向功率信号和反射功率信号的信息。结合起来，耦合器508、510、512、514可以提取准许控制器406确定从探针递送的功率和阻抗调节器502中的功率损耗的信息。后者是任选的，因此可能仅需要一对耦合器512、514。可由控制器406经由控制信号V₁₂操作的信号选择开关516将耦合器506、508、510、512、514的输出中的一个连接到外差接收机，所述输出从所述外差接收机发送到控制器406以提供微波信号信息。

可用的相位和大小信息可以用于控制阻抗调节器502内包含的可变元件，以将来自治疗信道的能量递送的效率最大化。

探针结构

现参考图9至图16描述适合与上文论述的设备一起使用的探针结构。图9中示出了通用探针结构600。探针包括柔性轴602，所述柔性轴602包含(例如，通过其管腔传送)微波电缆(例如，同轴电缆)，所述微波电缆可以定位在靶部位处。在柔性轴602的远端处，存在具有能量递送结构的施加器604，所述能量递送结构被连接来从电缆接收微波电磁(EM)能量并且将所述能量递送到靶部位处的组织。下文论述用于能量递送结构的示例配置。能量可以定向方式递送，例如以通过对施加器的适当定向来让操作者控制将要治疗的组织区域。柔性轴602的近端可以连接到发生器(未在图9中示出)，所述发生器如上所述供应并控制微波EM能量。

设想了两种使用场景。如果探针被用于开放式或普通外科手术中，则可以通过轴602中的管腔传送一根或多根导丝(未示出)。施加器604可以包括柔性尖端，所述柔性尖端可以通过操纵导丝来移动。如果探针与外科观测装置，例如在前交叉韧带外科手术或跟腱重建术中与内窥镜一起使用，则可以将施加器604和柔性轴602插入穿过观测装置的器械通道。在这个实例中，探针的移动(例如，转向)可以通过操纵内窥镜来控制。

图10A和图10B示出了第一示例探针610。探针610包括安装在轴612的远端处的能量递送结构。在这个实例中，能量递送结构包括含介电材料(例如，陶瓷等等)的平面主体614，所述平面主体614具有弯曲的远侧边缘(例如，基本上是抛物线的形状)。平面主体614的顶表面具有形成(例如，沉积)于其一侧上的第一导电材料618。导电材料可以是金属，例如金或不锈钢。类似地，第二导电材料620可以形成于平面主体614的底表面上。底表面具有安装在其上的保护壳622。保护壳622由介电材料制成并且逐渐变细到平面主体614的边缘。

如图10B的横截面侧视图所示，在轴612内传送同轴电缆。同轴电缆包括内导体613、外导体617和介电材料615。内导体613向远侧延伸超过介电材料615的远端，以电接触第一导电材料618。外导体617通过导电链路619电连接到第二导电材料620。以此方式，第一导电材料618和第二导电材料620形成能量递送结构。当微波能量递送到探针时，微波能量会从主体614的覆盖有导电材料618的一侧向外辐射。

锥形防护罩616安装在内导体613与第一导电材料之间的连接上方以保护接头。

在主体614的顶表面的仅一部分上提供导电涂层以其辐射能量的方式提供了探针610方向性。

图11示出了第二示例探针624。图10A与图10B之间共有的特征被给予了相同的附图标记并且不会再次进行描述。在这个实例中，施加器包括通过将介电盖帽628安装在轴612的远端上来形成的简单的微波天线。同轴电缆的内导体613包括远侧部分626，所述远侧部分626突出超过同轴电缆的其余部分进入介电盖帽中以形成天线。介电盖帽628的介电特性被选择来提供期望的场形状。探针624还包括钩元件630，所述钩元件630延伸超过介电盖帽628的远端。钩630可以用于在施加微波能量之前抓紧靶组织。钩630可以例如通过操纵合适的导杆(未示出)而具有可回缩性。

图12A和图12B示出了第三示例探针632。图10A与图10B之间共有的特征被给予了相同的附图标记并且不会再次进行描述。由探针632使用的能量递送结构是“泄漏馈线”类型传输线，其中在接地层中形成了狭缝以准许能量逃逸。在这个实例中，能量递送结构包括在两侧上均被金属化的柔性介电片642。外金属化层连接到通过轴612传送的同轴电缆634的外导体。内金属化层连接到同轴电缆634的内导体。如图12B所示，多个狭缝644形成于外金属化层中，以形成行波狭缝天线。狭缝的大小和位置以已知方式基于柔性介电片642的特性和微波能量的频率而选择。在这个实例中，探针632被进一步配置成准许柔性介电片抵靠靶部位处的组织扩张并且与所述组织相适应(例如，包绕在所述组织周围)。这通过将柔性片安装在框架640内并在框架640与柔性片642之间提供可膨胀体积638来完成。可膨胀体积638(其可以是球囊或类似物)与膨胀介质(例如，合适的惰性或生物相容性气体或液体)流体连通以准许所述可膨胀体积的可控制的膨胀。为此目的，可以通过轴612传送流体供应导管636。可膨胀体积可以具有预定形状，所述预定形状被布置成使得在膨胀时，所述可膨胀体积使柔性片642展现出期望的形状。例如，可能期望柔性片对靶部位处的组织呈现凹表面。

图13示出了第四示例探针646。图10A与图10B之间共有的特征被给予了相同的附图标记并且不会再次进行描述。探针646的施加器是呈由一对钳口650限定的抓紧器的形式。钳口650以相对的方式设置，以在其间限定用于接纳将要治疗的组织的空间。一个或两个钳口650可以具有安装在其上来接触存在于所述空间中的组织的能量递送结构652。钳口650可以是可调节的以打开和关闭所述空间。在这个实施方案中，还存在换能器648，所述换能器648被布置成检测指示空间中的温度的信息。换能器648可以是热电偶等等。本文论述的任何其他探针结构可以设置有类似的换能器。在其他实例中，成像元件(例如，具有透镜的光纤束)可以与换能器一起使用或代替所述换能器用来监测治疗部位。

图14A和图14B示出了第五示例探针654。图10A与图10B之间共有的特征被给予了相同的附图标记并且不会再次进行描述。在这个实例中，施加器包括具有可调形状的导线结构656。如图14B中示意性所示，导线结构656可以被配置成在使用时采用螺旋形状，例如以包绕在将要治疗的组织周围。能量可以从导线结构递送在所述导线结构接触组织所在的点处。导线结构656可以弹性地变形偏离螺旋构造进入如图14A所示的较直的构造。导线结构的变形可以通过操纵延伸穿过轴612的一根或多根导杆来执行。施加器可以呈较直的构造的导线结构656定位在靶部位处，接着所述导线结构可以被释放来采用螺旋构造以包围将要治疗的组织。

图15示出了第六示例探针658。在这个实例中，施加器是附接在馈电电缆660的远端处的开口矩形波导662。由开口波导662递送的功率在波导的孔隙上按平方电场的余弦变化。电场在孔隙的侧壁处为零，并且在中心处达到最大值。波导662可以填充有介电材料664以减小辐射孔的尺寸。尺寸减小与介电常数的平方根成比例，因此如果波导填充有介电常数为25的材料，则尺寸减小将为5。换言之，如果装载材料的相对介电常数为25，则未装载的长壁长度为25mm的波导施加器将具有5mm的装载壁长度。如果短壁为10mm，则这将减小到2mm，因此当填充有介电常数为25的材料时，具有空气的10mm x 25mm的结构会变为2mm x5mm的结构。可以用来达到此目的的材料是

HiK500F。

图16示出了第七示例探针668。在这个实例中，施加器是附接在馈电电缆670的远端处的喇叭形天线672。喇叭形天线672可以被配置成产生例如18°的聚焦波束宽度，以将能量聚焦到韧带中。在另一个实例中，例如喇叭或其他结构的天线阵列可以提供在施加器中。在这种实例中，发射能量的方向性可以通过控制天线或其各自接收的信号的特性来调节。例如，通过控制阵列中每个天线的相位，可以将由天线发射的波束布置成会聚在某个点处。

为了维持对靶部位的温度的紧密控制，可以将上文论述的任何探针布置成冷却表面处的组织。这可以通过例如经由通过轴传送的流体进给导管将冷却剂直接递送到治疗部位来完成。或者，可以独立于探针，例如经由皮肤的与治疗部位相邻的表面施加冷却。冷却表面可以帮助保护皮肤和其他组织结构(例如，筋膜)免于热损伤。可以在引入微波能量之前执行冷却，例如以降低周围(非靶)组织的温度。

其他可能的使用领域

以上论述在紧缩韧带方面呈现了本发明。在此上下文中，本发明可以特别用于治疗肩部、膝部和足部中的韧带。本发明还可以用于紧缩或治疗其他肌腱，例如跟腱等。

本发明也可以适用于其他领域。例如，本发明可用于处理脱垂的子宫，例如以使分娩之后已拉伤的肌肉和相关联的结构紧缩。类似地，本发明可以用于使肌肉紧缩或在膀胱周围形成狭窄以有助于尿失禁。

Claims (15)

1.一种用于韧带紧缩的电外科设备，所述设备包括：

电外科发生器，所述电外科发生器被布置成产生并输出微波电磁能量；

探针，所述探针连接到所述电外科发生器，所述探针包括：

柔性轴，所述柔性轴包含用于传送所述微波电磁能量的同轴传输线；以及

在所述柔性轴的远端处的施加器，所述施加器具有能量递送结构，所述能量递送结构被布置成从所述同轴传输线接收所述微波电磁能量并且将所述接收的微波电磁能量发射到与所述施加器相邻的治疗区中；

检测器，所述检测器被布置成监测所述治疗区的特性；以及

控制器，所述控制器被布置成基于由所述检测器获得的信息而控制递送到所述探针的所述微波电磁能量的能量递送特征，

其中所述能量递送特征是：

(i)测量能量递送特征，或

(ii)治疗能量递送特征，

其中所述治疗能量递送特征的功率大小大于所述测量能量递送特征的功率大小；

其中所述检测器包括功率感测模块，所述功率感测模块被布置成检测所述测量能量递送特征的从所述电外科发生器传播到所述探针的正向功率信号和从所述探针反射回来的反射功率信号，

其中所述控制器被布置成处理所述检测到的正向功率信号和反射功率信号以获得指示所述治疗区中的身体组织类型的信息，并且

其中所述控制器包括存储器，所述存储器存储参考数据；以及微处理器，所述微处理器被布置成：

执行软件命令以将指示所述治疗区中的身体组织类型的所述信息与所述参考数据进行比较，以及

根据所述比较来检测所述治疗区中的神经组织的存在；以及

在确定所述治疗区中不存在神经组织时选择所述治疗能量递送特征。

2.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述检测器包括温度传感器。

3.根据权利要求1或2所述的电外科设备，其中所述检测器包括成像装置。

4.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述控制器被布置成根据所述检测到的正向功率信号和反射功率信号来确定所述治疗区中的所述身体组织类型的：

(i)复阻抗，或

(ⅱ)衰减和/或相位常数

指示所述治疗区中的所述身体组织类型的所述信息是确定所述复阻抗或者所述衰减和/或相位常数的结果。

5.根据权利要求1所述的电外科设备，所述电外科设备包括用于从所述治疗区去除热能的冷却机构。

6.根据权利要求5所述的电外科设备，其中所述探针包括延伸穿过所述柔性轴的流体进给导管，并且其中所述冷却机构包括用于通过所述流体进给导管将冷却剂递送到所述治疗区的致动器。

7.根据权利要求1所述的电外科设备，所述电外科设备包括具有可操纵的器械塞绳的外科观测装置，所述外科观测装置具有延伸穿过其中的器械通道，其中所述探针的尺寸被设计成可插入穿过所述器械通道以到达所述治疗区。

8.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述测量能量递送特征的所述功率大小为10mW或更小。

9.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述治疗能量递送特征的所述功率大小等于或小于15W。

10.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述能量递送结构包括行波狭缝辐射器。

11.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述能量递送结构包括微带天线。

12.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述能量递送结构包括开口波导。

13.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述能量递送结构被布置成与人类或动物身体上的治疗区相适应。

14.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述施加器包括可膨胀部分，所述可膨胀部分被布置成进行扩张以使所述能量递送结构延伸到所述治疗区中。

15.根据权利要求1所述的电外科设备，其中所述探针包括用于使组织的一部分保持与所述能量递送结构相抵的钩部分。

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