將能量應用於身體組織的方法和裝置的製作方法

2023-05-25 11:49:41

專利名稱：將能量應用於身體組織的方法和裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種用於身體軟組織消融的裝置和方法，且更具體地，涉及一種被設計為產生用於治療性組織消融的微波場的微波消融裝置。
背景技術：
若干臨床問題可通過消融來治療。這些問題的實例包括癌症、月經過多、心房顫動、皺紋等。月經過多是絕經前婦女中最常見的婦科問題之一。其特徵為過量的月經失血。 客觀地，月經過多被定義為每個經期失血多於80ml。這一症狀嚴重地影響到患病婦女的生活質量，因為其可能妨礙身體活動、工作和性生活。在一些情況下，其引起缺鐵性貧血。而且，由於生活方式的原因，在想要減少或消除非臨床月經出血的婦女當中，出現了對易於使用的低成本手術的需求。常用的首行治療為藥物，例如口服避孕藥和補充人造黃體酮。但是，藥物在很大比例的患者中不起作用。在患有難治疾病的患者當中，傳統的治療方法是子宮切除。子宮切除是一種侵入性外科手術，其涉及到身體主要器官_子宮的外科手術移除。這種手術需要住院2-4天並且有3至6周的康復期。而且，其因使用全身麻醉而存在手術風險。作為子宮切除的替代方式，已開發了若干種被稱為子宮內膜消融的技術，目的是以微創方式只破壞子宮內膜。所述子宮內膜消融可通過例如射頻加熱、子宮腔內熱鹽水循環、微波加熱、冷凍術、雷射破壞術等多種技術實施。基本上，子宮內膜消融已經成為治療月經過多的有效治療方法。但是，目前的每種子宮內膜消融技術都有基本局限。例如，由波斯頓科技製造的Hydrothermablator 裝置在子宮腔內循環熱鹽水，用以熱破壞子宮內膜。子宮的尺寸和形狀對於實施該手術不構成局限，因為鹽水很好地適應了甚至不規則狀的子宮內膜表面。但是，所述裝置需要子宮鏡，其增加了手術的成本和複雜性。而且所述裝置厚重且堅硬。因為這一點，手術需要顯著麻醉(通常為朦朧麻醉或全身麻醉的形式)。目前，用於子宮內膜消融的市場領導者為Novasure ，其為一種使用射頻能量(其通過三角形的三維金屬網傳送)以破壞子宮內膜內層的裝置。雖然所述裝置為市場領導者，其也存在若干基本的缺點。所述裝置的軸厚重且堅硬。因此，需要大量的宮頸擴張以將所述裝置引入子宮腔內。由於子宮擴張非常痛苦，該手術需要顯著麻醉(通常為朦朧麻醉或全身麻醉的形式)。而且，相當堅硬的三維的三角形金屬網無法適應子宮腔的不規則形狀。這減少了能由所述裝置治療的患者的總的潛在數量。而且，所述裝置價格昂貴( $900)。這不僅限制了所述裝置在發展中國家的使用，而且還限制了其在美國的使用。在美國，用於在辦公室實施的子宮內膜消融手術的總費用是固定的。當將該昂貴裝置的成本與朦朧麻醉所需的人員和設備的成本相加後，操作醫生的利潤空間將大大縮小或者甚至完全沒有利潤。因此，雖然存在多種子宮內膜消融產品，在這個大且增長中的市場上，仍然需要小尺寸、柔性的、低成本、易於使用的裝置。

發明內容
本發明公開了用於使用微波能量來治療組織的裝置和方法。在若干個實施例中， 微波能量被用於消融組織。這種消融的一個應用是通過子宮內膜消融來治療月經過多。本發明公開了產生一個或更多個面狀或塊狀損傷的裝置和方法。本發明公開了柔性低輪廓裝置的各種實施例，該裝置可以無創地或微創地插入目標組織內部或附近。這裡的一些實施例可以概括地描述為包含傳輸線(例如同軸電纜)和位於同軸電纜末端的天線的微波裝置。所述天線包含從同軸電纜末端延伸的輻射元件。例如，輻射元件可以為同軸電纜的內導體的延續或可以為連接到同軸電纜的內導體的另外的元件。輻射元件輻射以其特殊的設計為特徵的微波場。輻射出的微波場引起目標組織內的極化分子(例如水分子)的擾動。極化分子的這種擾動產生摩擦熱，所述摩擦熱又提高了目標組織的溫度。而且，由輻射元件輻射的微波場可通過天線中的一個或更多個成形元件成形。所述成形元件可電連接到同軸電纜的外導體。這裡描述了輻射元件和成形元件以及其組合的若干實施例。公開內容的很大部分公開了消融裝置的實施例，其中輻射元件成形為環狀，成形元件成形為環狀。輻射元件和成形元件的截面形狀可設計為用以獲得所期望的機械和微波性能。這樣的截面形狀的實例包括但不限於圓形、卵形、長方形、三角形、橢圓形、正方形等。本發明公開了若干種被設計為用以產生獨特的消融輪廓的微波天線，該消融輪廓能夠在單次消融中消融整個大面積或大體積的目標組織。可通過設計天線而有目的地成形消融輪廓。例如，消融輪廓可被設計為在目標器官的中心產生較深的消融並且朝向目標器官的外圍產生較淺的消融。這裡所公開的天線可以在其被放置於目標組織附近或內部之前展開。可選擇地， 所述天線可以在其被放置於目標組織附近或內部之後展開。可以由若干方法中的一種來實現這裡所公開的天線的展開。天線可以簡單地以完全展開的結構被引導到目標組織。例如， 可以通過剖腹手術將天線以完全展開的結構引導到肝臟表面。天線可以通過引入器展開， 天線在引入器內時為壓縮的低輪廓結構，並且在退出引入器後展開。天線在退出引入器後可以以下面的一種或多種展開天線或其組件的彈性特性、天線或其組件的超彈性特性、天線或其組件的形狀記憶特性、天線或其組件的機械展開機構的使用、使用一個或更多個解剖體區域來改變天線的一個或更多個部分的形狀等。這裡的天線的一個或更多個部分可以為可延展的或可塑性變形的。這允許使用者成形天線，以確保與目標組織的更好接觸或解剖體內的更好的引導。在此公開的裝置包括天線，其中由天線產生的消融輪廓被調整並優化，以用於特別的臨床應用。例如，在微波天線用於消融例如子宮腔的腔壁的實施例中，消融輪廓可被設計為消融大體上整個腔壁而不需要重新定位天線。在此公開的天線可以為可適應的，以獲得目標解剖體的一部分的形狀或可由目標解剖體的一個或多個部分成形。例如，在此公開的天線可以為彈性地柔軟的，以適應小腔體 (天線在其內展開)的形狀。在此公開的天線的尺寸和形狀可被設計為接近例如子宮腔的目標解剖體的尺寸和形狀。在此公開的消融裝置可設計為細長且柔性的。這允許使用者通過小切口或開口微創地引入這樣的消融裝置，甚至通過自然開口或通道無創地引入這樣的消融裝置。微創引入的例子包括通過脈管系統的經皮引入。無創引入的例子包括從肛門、口或鼻孔引入到胃腸道，從陰道引入到女性生殖系統內，從尿道引入到泌尿系統內，從耳朵、鼻孔或口引入到 ENT系統等。在此公開的裝置和方法可用於消融器官或人造腔體中的病變組織或健康組織或不想要的組織。在此公開的裝置可通過腹腔鏡檢查、胸腔鏡檢查、膀胱鏡檢查、子宮鏡檢查或其它內窺鏡檢查的開口或儀器引入到器官或體腔內部或附近。在此公開的方法可在實時監控下實施，例如通過直接的視覺觀察、子宮鏡檢查、膀胱鏡檢查、內窺鏡檢查、腹腔鏡檢查、超聲波成像、放射成像等。

各種額外的特徵可附加到在此公開的裝置中，以賦予在此公開的裝置額外的特性。這樣的特徵的實例包括但不限於一個或更多個管腔、施加真空或吸力到目標解剖體的能力、可視化目標解剖體的一個或更多個部位的能力、限制插入目標解剖體內深度的性能、 展開天線的性能、連接到能量源的性能等。可設計若干方法和裝置的實施例，以最少化麻醉的使用，使得可以僅使用局部麻醉來實施所述方法。在此公開的尺寸或其他工作參數可根據使用者的輸入調節或編程。使用者的輸入可以以例如患者的解剖學數據和期望的安全和功效水平的因素為基礎，該解剖學數據包含解剖學尺寸。在一個變型中，本公開物包括一種用於將微波能量應用到組織腔體內的表面的醫療裝置。例如，所述裝置可以包括傳輸線；電耦合至所述傳輸線並且可在第一未展開結構和第二展開結構之間移動的柔性天線，所述天線包括在天線處於展開結構時以第一平面輪廓設置的細長的第一導體，其中在展開結構中，天線被配置為基於微波能量的應用而產生體積式微波場，其中根據組織腔體選擇第一導體的第一平面輪廓，以產生適於組織腔體的尺寸的微波場，使得不需要重新定位而由微波場在單次激發中將能量應用到組織腔體的大體上整個表面。在另一個變型中，此處描述的天線還可包括電耦合至所述傳輸線的屏蔽元件的第二導體，其中所述第二導體包含第二平面輪廓，其被配置為使得第二導體基於將微波能量應用到第一導體而改變第一導體的輸出，以產生體積式微波場。所述第一平面輪廓可被成形以產生將能量應用到子宮腔的體積式微波場。而且， 所述天線的展開結構可以大體上近似於子宮(或其它)腔的形狀。在任何情況下，這樣的腔體消融裝置會採用能夠產生體積式微波場的天線，以用可選擇的方式來消融整個腔體。在一個實施例中，當天線用於子宮內膜時，所述天線可以被配置為使得子宮內膜上的損傷在子宮腔的中心處較深而在宮角區域較淺並且在子宮下部區域較淺。本公開物還包括將能量傳遞到組織中腔體的表面的方法，這些方法可包括將微波消融裝置插入腔體內，所述微波消融裝置包括傳輸線和微波天線，其中所述微波天線包括第一平面導體和平面成形元件；將能量應用到所述微波消融裝置，其中在應用能量的過程中，所述平面成形元件改變所述平面導體的能量輸出，以產生體積式微波場，從而將能量傳遞到腔體的大體上整個表面。如此處所描述的，成形與腔體匹配的體積式微波場的一個優勢為允許最小治療周期乃至單次治療周期。因此，所述方法可包括應用能量以在腔體中產生體積式微波場，從而向所述腔體提供治療上有效數量的能量，而不需要重新定位微波天線。所述方法還可包括引入器或者護套裝置的使用，其中微波天線通過護套展開並進入腔體中。護套或引入器的使用允許在腔體內實施冷卻或抽吸。在可替換的變型中，可通過裝置的軸來進行冷卻或抽吸，由此避免了對單獨的引入器或護套的需要。 在此公開的天線可使用微波的獨特性能，例如微波與天線中的額外的成形元件 (例如金屬物體)的相互作用，來成形微波場。例如，天線中的額外的成形元件可用於產生更加分散的微波場。天線中的成形元件也可用於改善來自天線的功率沉積。天線中的額外的元件不直接與同軸饋送電纜的內導體電連接。在此處所公開的若干實施例中，連接到同軸饋送電纜的外導體的傳導性成形元件(例如環狀元件)用於成形微波場。


圖IA示出了用於子宮內膜消融的優化的微波消融裝置的天線的視圖。圖IB示出了通過同軸電纜的圖IA中的消融裝置100的截面。圖IC示出了與圖IA中的天線類似的、沒有中心環的天線的視圖。圖ID和IE分別示出了由與圖IA中的天線類似的具有中心環的天線所產生的SAR 輪廓的正視圖和側視圖。圖IF示出了具有圖ID中的天線的消融裝置的模擬回波損耗。圖IG示出了由圖ID中的不帶中心環的天線所產生的SAR輪廓的正視圖。圖IH示出了具有圖IG中的天線的消融裝置的模擬回波損耗。圖II和IJ分別示出了由與圖ID和IE中的天線類似的、具有中心環的天線所產生的SAR輪廓的正視圖和側視圖。圖IK和IL示出了消融裝置的微波天線的形狀的兩個可替換實施例。圖IM示出了通過平面1M-1M的圖IK和IL中的微波天線的大體上為環形的截面。圖IN示出了通過平面1N-1N的圖IK和IL中的微波天線的兩個可替換橫截面。圖2A-2C示出了用於子宮內膜消融的消融裝置的使用方法的各個步驟。圖3示出了包含可滑動地引入引入護套內的消融裝置的消融系統的第一實施例。圖4示出了子宮內膜消融方法的實施例的關鍵步驟。圖5A-5E示出了使用可壓縮的微波消融天線來消融子宮內膜以治療月經過多的關鍵步驟。圖6A示出了微波天線的實施例的縱向無約束且橫向未壓縮結構。圖6B示出了如圖6A所示的微波天線實施例的縱向受約束且橫向未壓縮的工作結構。圖6C示出了圖6A和6B中的微波天線在摺疊組織片中的布置。圖6D示出了圖6C中的組織的未摺疊片以及由微波天線獲得的消融，圖6C示出了處於縱向受約束且橫向未壓縮的工作結構的圖6A和6B中的微波天線的布置。圖6E示出了在圖6C所示的消融之後被消融組織的未摺疊視圖。圖6F示出了通過圖6E中的平面6F-6F切開的被消融組織的視圖。圖6G示出了通過圖6E中的平面6G-6G切開的被消融組織的視圖。圖7A和7B例示了具有減少的子宮出血量的子宮內膜消融方法的兩個步驟。圖8A-8C示出了使用具有用於子宮內膜消融的可偏轉或可操縱天線104的消融裝置100的方法的步驟。
圖8D-8E示出了通過在兩次分離的消融中消融子宮腔的末端和近端部位來治療子宮腔的方法實施例。圖9示出了同時使用兩個消融裝置100來消融子宮內膜的方法。圖IOA和IOB示出了通過與能量輸出裝置結合使用的經子宮頸進入裝置來治療子宮局部部位的兩種方法。
具體實施例方式本說明書公開了應用了本發明多個方面的多種系統、結構和裝置及相關方法。儘管主要就基於微波的用於消融子宮內膜的消融系統討論了這些系統、結構和裝置及相關方法，但應該理解在此公開的方法和裝置也可應用於其他人體結構中。例如，本發明的各個方面可用於消融大腦、前列腺及男性泌尿道的其它部分、膽囊、子宮及女性生殖道的其他部分、脈管系統部位、腸及下消化道的其他部分、胃及上消化道的其他部分、肝臟及其他消化器官、肺、皮膚、黏膜、腎臟、生殖器官或身體的其他器官或軟組織中的組織或與其相鄰的組
么口
/Ν ο在此公開的若干裝置及方法可用於通過微波熱消融來治療月經過多。微波熱消融不像RF消融依賴於對組織的電傳導，因此，使用微波熱消融的裝置，例如在此公開的裝置不需要與組織的良好接觸。即使沒有與目標組織完全接觸，其也能運作良好。因此，在此公開的裝置不要求非常精確地布置在組織中，由此降低了手術結果對醫生技能的依賴。在此的裝置被設計具有末端的微波發射天線和近端軸。所述近端軸包括將微波能量從微波發生器傳遞到微波發射部分的柔性同軸電纜。所述軸為細長(例如，< 3mm)且柔性的，從而使手術期間施加到子宮頸上的力最小。所述軸的柔性性質使其在引入過程中具有通道的自然形狀，而不是通過所述裝置的軸扭曲通道的自然形狀。例如，當裝置經子宮頸引入到子宮內時，所述軸可獲得包括陰道、子宮頸管和子宮腔的引入通道的形狀，而不是扭曲陰道、子宮頸管和子宮腔中的一個或更多個。所述裝置的軸可被設計為當其受到解剖體的扭曲力時能夠彎曲大於45度。而且，在此的裝置的細長和柔性性質使得不需要擴張宮頸而實施手術。 如果需要的話宮頸擴張是最小的。這大大地減少了患者的不適，因此大大減少了對麻醉的需要。這具有很大的臨床優勢，因為現在可在醫生的辦公室內、在局部麻醉下實施手術。在此的所有實驗是在0.915GHz ISM頻帶下進行的。在此公開的天線、方法等可在修改或不修改下用於其他頻率，所述其他頻率包括但不限於0. 433GHz、2. 45GHz、5. 8GHz等 ISM頻帶。所述微波能量發生器可以是基於磁電管的或固態的。所述微波能量發生器可以是單頻道或多頻道的。用於實驗的微波能量發生器包括矢量網絡分析儀(安捷倫8753系列)和使用由飛思卡爾半導體公司(奧斯汀，德克薩斯州)製造的電晶體的內置放大模塊的實驗。功率測量使用功率表(安立公司的MLM38A功率表，理查森，德克薩斯州)完成。 與在此公開的裝置和方法類似的裝置和組件可用於設計臨床使用的微波發生器。如有需要，在實驗中使用光纖測溫系統(加利福尼亞州，聖克拉羅，LumaSense科技公司的FOT Lab Kit)測量組織中若干位置的溫度。使用光纖測溫系統是因為其不具有可能會干擾微波場的金屬組件。類似的非幹擾性的溫度計可用於在消融手術中測量一個或更多個位置的溫度。在此所描述的裝置的變型中也包括平面天線104的若干實施例。這樣的平面天線104可用於消融或治療平面或非平面的組織部位。在一般的平面配置中，這樣的平面天線 104可包括單個或多個薄片、曲線或環。平面天線104可用於消融表面，例如肝臟、胃、食管等器官的表面。在一個實施例中，單個微波信號通過傳輸線饋送到天線104。天線104產生微波場。由天線104產生的微波場的近場部分可用於組織消融。例如，圖IA示出了被設計為用於子宮內膜消融的微波消融裝置的平面天線的視圖。在圖IA中，微波消融裝置100包括傳輸線(例如同軸電纜102)，該傳輸線在天線104中在傳輸線的末端終止。在一個實施例中，單個微波信號通過同軸電纜102饋送到天線104。天線104的形狀大體上為三角形並且具有較寬的末端區域和較窄的近端區域。這一形狀類似於子宮腔的形狀，因此適應於子宮腔的形狀。天線104產生微波場。由天線104產生的微波場的近場用於子宮內膜消融。 在圖IA中，天線104包括外環112形式的輻射元件和彎曲或彎折的金屬中心環114形式的成形元件。當在解剖體中展開時，外環112和中心環114可物理上相互接觸。在一個實施例中，外環112是同軸電纜102的內導體的延續。中心環114成形或重新分布由外環112 輻射的微波場。應注意到，外環112和中心環114之間沒有直接的電傳導。當微波能量通過同軸電纜102傳遞到天線104時，由外環112發射第一微波場。第一微波場與中心環114 相互作用。該相互作用在中心環114上感應漏電流。漏電流又產生第二微波場。第一微波場和第二微波場結合在一起產生天線104的獨特的成形微波場，其臨床上比由只包含外環 112的天線104產生的未成形微波場更有用。因此，原來的微波場通過中心環114的設計被重新分布。單獨的中心環114不能作為天線起作用；而中心環114成形或重新分布由外環 112發射的電磁場或微波場，以產生在臨床上更加有用的成形微波場。而且，外環112和中心環114的結合改進了天線104的功率沉積。應注意到，在外環112和中心環114之間沒有直接的電傳導。天線104還包括一個或更多個天線電介質116，該天線電介質116覆蓋外環112和中心環114的一個或兩者的一個或更多個部分。在圖IA中，天線電介質116覆蓋外環112的近端部分。在此公開的任意的天線電介質116可用於成形微波場並優化天線104的性能。在此公開的任意的天線電介質116可為一個或更多個傳導聚合物。微波場耦合到最近的傳導路徑。在此公開的天線104的若干實施例中，最近的傳導路徑由中心環114提供。因此，微波場耦合到中心環114，而不是耦合到傳輸線的屏蔽元件上(例如，饋送同軸電纜102的外導體106)。因此，最小的微波場近端地耦合到傳輸線的屏蔽元件。這又產生特有的、不明顯地延長靠近天線104的成形的或重新分布的微波場，如圖ID和II中所示。在一個實施例中，外環112沒有銳角。外環112中的銳角可在銳角附近引起場的集中。在一個實施例中，外環112中的角的最小曲率半徑為至少0. 5mm。在圖IA的一個實施例中，外環112中的角區域154和156的曲率半徑大約為lmm+/-0. 3mm。在一個實施例中，天線104具有大體上接近待消融的身體器官的形狀。例如，圖 1A、1D和II中的天線具有大致三角形的平面形狀，該形狀接近子宮腔的大致三角形的平面形狀，並且尤其適合於子宮內膜消融。可定位天線104使得天線平面平行於子宮腔平面。 天線104的近端部分指向子宮頸，而外環112的角區域IM和156指向輸卵管。然而，如前所述，微波熱消融不必要求與所有目標組織完全接觸。因此，天線104能夠消融所有的或大體上所有的子宮內膜。可通過具有單個微波天線的天線104，在單次消融中消融整個子宮內膜。因此，在消融後不需要重新定位天線104。這大大減少了手術所需的醫生技能程度。 而且，消融裝置100中不需要多個天線104。定位在單個位置上的單個天線104能夠消融治療上充足數量的子宮內膜。這簡化了消融裝置100的設計。而且，處於工作展開結構的天線104 —般是平的且足夠柔軟的，使得在人體中引入和展開天線104期間和之後，解剖體只經受來自天線104的輕微的力量。這可通過設計包括一個或更多個柔性外環112、一個或更多個柔性中心環114以及一個或更多個柔性天線電介質116的天線104獲得。外環112的平面大體上平行於中心環114的平面。因此， 子宮壁只經受來自天線104的輕微的力量。這又減少或消除了子宮壁的擴張，由此減少了患者的不適。這又進一步減少了麻醉的需要。柔性天線104可以很容易地以壓縮的未展開結構通過小的管腔引入，由此消除或減少了任何宮頸擴張。在這樣的壓縮的未展開的結構中，外環112和中心環114兩者都處於小輪廓的線性化結構。沒有宮頸擴張極大地減少了患者的不適感，由此大大減少了對麻醉的需要。這具有巨大的臨床優勢，因為現在手術可以在局部麻醉下、在醫生的辦公室實施。在壓縮結構中，外環112和中心環114可以比在未壓縮結構中更加靠近彼此。這使得可通過窄的醫用導管、軸、引入器以及其他引入裝置引入天線104。而且，這使得通過在人體內自然或人工產生的小的開口引入天線104成為可能。而且，圖IA中的平的柔性天線104在其展開結構中具有防止損傷的末端，其中天線104的末端區域比天線104的近端部分更寬。這樣的設計產生了防止損傷的天線104， 這又減少了子宮穿孔的風險。天線的柔性特性使得天線104能夠在引入期間具有通道的自然形狀，而不是扭曲通道。例如，當天線104經宮頸引入到子宮內時，天線104可獲得包括陰道、宮頸管和子宮腔的引入通道的形狀，而不是扭曲陰道、宮頸管和子宮腔中的一個或更
^^ ο在一個實施例中，沿外環112、從同軸電纜102或其他傳輸線的末端到外環112的末端所測得的外環112的長度為433MHz ISM頻帶、915MHz ISM頻帶、2. 45GHz ISM頻帶和 5. 8GHz ISM頻帶之一處的有效波長的四分之一的奇數倍。在如圖IA所示的天線104的展開結構的一個實施例中，沿外環112、從同軸電纜102的末端到外環112的末端158所測得的外環112的長度大約為915MHz ISM頻帶處的有效波長的四分之三。有效波長依賴於天線周圍的介質和在外環112上的天線電介質的設計。天線電介質的設計包括例如電介質的類型和電介質層的厚度的特徵。在調諧外環112的長度之後確定外環112的準確長度，以得到良好的阻抗匹配。在一個實施例中，外環112的長度為100+/-15mm。在一個實施例中， 展開的外環112的寬度為40+/-15mm，並且沿著同軸電纜102的軸測得的展開的外環112的縱向長度為35+/-10mm。在圖IA中所示的實施例中，外環112的末端158通過細長的電介質片160機械地連接到同軸電纜102的末端。在一個實施例中，外環112的近端部分被設計得更加堅硬並具有比末端部分更大的機械強度。在圖IA中所示的實施例中，這可以通過將同軸電纜102的原始電介質材料 110留在外環112的近端部分上獲得。在可替換的實施例中，這是通過在外環112的近端部分上塗覆天線電介質層而獲得。在圖IA中所示的實施例中，外環112的橫截面形狀沿著外環112的整個長度可以為均勻或者不均勻的。在該實施例中，外環112的近端部分為同軸電纜102的內導體的延續。該部分具有大體上為環形的橫截面。外環112的中間部分具有大體上平整的或卵形或矩形的橫截面。在展開結構中，所述中間部分可以定向為大體上垂直於同軸電纜102的末端區域。外環112的中間部分機械地設計為在平面中彎曲並且被設計為在解剖體中展開後包括一個或更多個彎曲。這又確保了消融裝置100的最末端區域為防止損傷的且足夠柔軟的，以適應目標組織人體結構。這有助於外環112在子宮內的正確展開。在一個實施例中， 外環112的中間部分為同軸電纜102的內導體的延續並且是平整的。在一個實施例中，外環112的最末端部分為同軸電纜102的內導體的延續並且是不平整的，使得其具有環形橫截面。外環112的一個或更多個外表面可由一個或更多個天線電介質116層覆蓋。中心環114的一個或更多個外表面可由一個或更多個天線電介質116層覆蓋。可設計天線電介質材料沿外環112的長度的厚度和類型，以優化微波場的形狀。在圖IA所示的實施例中， 外環112的每個部分由一些天線電介質材料覆蓋，使得外環112的任何金屬表面都不暴露於組織。因此，在圖IA所示的實施例中，外環112能將微波場傳遞到組織中，但不能對組織傳導電。因此，外環112與周圍組織是電絕緣的。因此，在圖IA所示的實施例中，當在解剖體中展開時，即使外環112和中心環114可物理上相互接觸，外環112和中心環114之間也不存在電傳導或傳導路徑。可用作在此公開的一個或更多個實施例中的天線電介質的電介質材料的實例包括但不限於EPTFE、PTFE, FEP和其他氟聚合物、有機矽、空氣、PEEK、聚醯亞胺、氰丙烯酸酯、環氧樹脂、天然或人工橡膠和其組合物。在圖IA的實施例中，外環112 的近端部分上的天線電介質116為同軸電纜102的電介質110的延續。在後者的天線電介質116上可以有額外的較堅硬的天線電介質116層。在圖IA的實施例中，外環112的中間部分上的電介質為灌充有或不灌充空氣的有機矽層或包圍空氣層的有機矽管。在圖IA的實施例中，外環112的最末端部分上的電介質為灌充有或不灌充空氣的有機矽層或包圍空氣層的有機矽管或EPTFE。外環112的任何部分上的天線電介質的厚度可以沿著外環112 的長度變化。而且，外環112的任何部分上的天線電介質的橫截面可以不對稱。可設計各種結構的天線電介質，以獲得期望的消融輪廓，並且獲得期望的阻抗匹配或功率效率。在一個可替換實施例中，整個外環112被有機矽電介質所覆蓋。在一個這樣的實施例中，用於塗覆外環112的最末端部分的有機矽層可比用於塗覆外環112的中間部分的有機矽層更薄。 較薄的有機矽電介質補償了通常存在於輻射元件(例如圖IA中的外環)的最末端部分的較低的場強。因此，沿外環112的長度的微波場更均勻。在一個裝置實施例中，外環112由金屬材料製成，並且外環112末端區域的金屬材料的周長大於外環112中間部分的金屬材料的周長。這使得有機矽電介質在外環112的末端部分比在中間部分伸展得更多。這又在外環112的末端部分產生比在外環112的中間部分更薄的天線電介質層。在另一個實施例中，整個外環112由具有均勻的橫截面的單一長度的金屬導線製成。在這個實施例中，使用具有變化的厚度的管狀有機矽電介質片來覆蓋外環112。所述管狀的有機矽電介質用於覆蓋外環112的末端和中間部分，使得靠近外環112的末端部分的有機矽電介質層較薄，而靠近外環112的中間部分的有機矽電介質層較厚。在圖IA中，外環112的形狀不同於中心環114的形狀。而且，在圖IA中，外環112 和中心環114都大體上為平面的，且外環112的平面大體上平行於中心環114的平面。而且，在圖IA中，外環112和中心環114都為彎曲的或非線性的。圖IB示出了通過同軸電纜102的末端的圖IA中的消融裝置100的截面。這裡使用的同軸電纜102為柔性的並包括由具有56% +/-5%鎳含量的鎳鈦諾製成的內導體108。 內導體108的外直徑為0.0172」+/-0.004」。內導體108具有高傳導性金屬(例如銀或金) 的覆層或鍍層120。在一個實施例中，內導體108包括厚度為0. 000250」+/-0. 000050」的銀覆層120。覆層120又被電介質材料110包圍。在一個實施例中，電介質材料110由外直徑為0. 046，，+/-0· 005」的膨脹PTFE製成。電介質材料110又被外導體106包圍。外導體 106作為針對內導體108發射的微波信號的屏蔽元件。而且，外導體106屏蔽來自外部噪聲的由內導體108傳遞的微波信號。在一個實施例中，外導體106包含多股鍍銀的銅線。設置外導體106的所述多股，使得外導體106的外直徑為0. 057」+/-0. 005」。外導體106又被套管118覆蓋。在一個實施例中，套管118由外直徑為0. 065，，+/-0· 005」的PTFE製成。 因此，同軸電纜102的外直徑小於約2mm。同軸電纜102的類似的實施例可被設計為柔性的並具有小於4mm的直徑。而且，同軸電纜102足夠柔軟，使得在將天線104插入到子宮腔內的過程中，其能適應彎折的引入通道(包括陰道和宮頸管)。同軸電纜102的低輪廓和柔性具有很大的臨床優勢，因為在經宮頸插入的過程中，其需要最小的宮頸擴張或不需要宮頸擴張。如果需要，可通過在同軸電纜102外添加一個或更多個諸如套管、織帶或層的硬化或強化元件來硬化或強化同軸電纜102。在圖IB中，同軸電纜102的本體在外導體106的末端終止。套管118在鄰近外導體106末端的短距離處終止。內導體108、覆層120和電介質材料110從外導體106的末端向遠側延伸進入天線104內。因此，輻射元件或外環112電連接到內導體108。中心環114的兩個近端電連接到外導體106上的兩個區域。在一個實施例中，中心環114的兩個近端電連接到外導體106末端上的徑向相對的區域。在一個實施例中，中心環114的兩個近端焊接到外導體106的末端。在另一個實施例中，中心環114 的兩個近端雷射焊接到外導體106的末端。中心環114的兩個近端可以以多種結構連接到外導體106的末端，該多種結構包括但不限於搭接和對接。在可替換實施例中，中心環114 的兩個近端中的至少一個不連接到外導體106的末端。例如，中心環114的兩個近端中的至少一個可電連接到鄰近外導體106末端的外導體106的區域。在一個方法實施例中，當消融裝置100用於子宮內膜消融時，圖IA的天線104產生大體上均勻的微波場，該微波場在子宮的中心更加集中，而朝向宮角區域和宮頸或子宮下部區域不太集中。因此，由天線104產生的消融深度在子宮中心處較深，而朝向宮角區域和宮頸不太深。臨床上期望這樣的輪廓以改善安全性和功效。在一個實施例中，消融輪廓成形用以消融子宮內膜的基層的大部分。在此的任何實施例中的微波場的形狀可以大體上類似於子宮內膜的形狀。在一個實施例中，中心環114由圓形或扁平線製成。能夠用於製造中心環114的扁平線的實例為由橫截面輪廓為約0. 025」x約0. 007」的鍍有銀或金的鎳鈦諾或不鏽鋼製造的扁平線。這樣的環形成形元件不用作微波場的屏蔽罩。這種非屏蔽作用在圖ID的SAR圖案中是可見的。在圖ID中，穿過中心環114微波場強度不存在銳減。在圖 IA的實施例中，中心環114的形狀大致為卵形。中心環114的兩個近端電附接到同軸電纜 102的外導體的兩個周向相對的區域。在圖IA的實施例中，中心環114的寬度為13+/-5mm 且中心環114的長度為33+/-8mm。當消融裝置100用於子宮內膜消融時，外環112和中心環114都與子宮內膜組織表面接觸。中心環114可機械地獨立於外環112或可以機械地附接至外環112。在圖IA所示的實施例中，中心環114機械地獨立於外環112並位於外環112的一側。在一個可替換實施例中，中心環114的一部分通過外環112的內部。在一個可替換實施例中，中心環114的一部分機械地連接至外環112。這可以通過例如使用粘接劑將中心環114的一部分連接至外環112來實現。在一個可替換實施例中，中心環114的一個或更多個部分通過一個或更多個柔性附件機械地連接至外環112的一個或更多個部分。部分中心環114可以被或可以不被一層或多層天線電介質材料116覆蓋。在圖IA 的實施例中，中心環114的一個或更多個或所有金屬表面暴露於裝置環境。外環112和中心環114的部分可由一段或多段金屬，例如銅、鎳鈦諾、鋁、銀或任何其它傳導性金屬或合金製成。外環112和中心環114的一個或更多個部分也可由金屬化的纖維或塑料製成。圖ID和IE分別示出了由類似於圖IA的天線的具有中心環的天線產生的SAR輪廓的正視圖和側視圖。在圖ID的實施例中，外環112的末端機械地且非傳導性地附接至鄰近外環112末端的外環112的區域。因此，外環112具有大體上線性的近端區域和環形末端區域。在一個實施例中，環形末端區域可大體上為如圖ID所示的三角形形狀。外環112 的近端區域上的天線電介質116的外直徑可大於或大體上相同於外環112的環形末端區域上的天線電介質116的外直徑。外環112的環形末端區域上的天線電介質116可以為具有變化厚度的有機矽層。外環112可由覆有銀或金的金屬(例如鎳鈦諾)製成。中心環114 可由覆有銀或金的金屬(例如鎳鈦諾)製成。在圖ID和IE所示的實施例中，中心環114 不覆蓋任何天線電介質116。因此，中心環114的金屬表面可以暴露於周圍。當如圖IE中所示在解剖體中展開時，外環112和中心環114可相互物理地接觸。在圖ID中，微波場被成形，使得在天線104中心的消融將比在天線104的角上的消融更深。對於子宮內膜消融， 這在臨床上是合意的。而且，圖ID和IE示出了微波場在體積上包圍整個天線104。而且， 圖ID和IE示出了微波場大體上為雙側對稱的。圖IG示出了由不具有中心環114的圖ID 的天線104產生的SAR輪廓的正視圖。通過將圖ID與圖IG比較，可以看到圖ID中的成形元件114的微波效應。圖IG示出了未通過成形元件114成形的第一未成形場。當天線104 包括如圖ID所示的成形元件114時，天線產生如圖ID所示的成形微波場。應注意到，在圖 ID和IE中，成形微波場在比圖IG中更寬的子宮內膜區域上更均勻地分布。在圖IG中，未成形微波場更集中於同軸電纜102的末端。對於子宮內膜消融，臨床上期望例如圖ID和IE 中的更均勻的成形微波場。而且，當圖ID中的天線104用於子宮內膜消融時，微波場分布在較由圖IG的天線104產生的微波場更寬的子宮內膜區域上。這可以通過將圖ID和IE 中的同軸電纜102末端的遠端SAR輪廓與圖IG中的同軸電纜102末端的遠端SAR輪廓進行比較而看到。而且，在圖IG中，未成形微波場的一部分延伸到離同軸電纜102末端很遠的距離處。在圖ID和IE中，微波場的可忽略的部分延伸靠近同軸電纜102的末端。因此， 圖ID和IE的微波場輪廓比圖IG的微波場輪廓更有利，因為其限制了對健康組織的附帶損傷。因此，中心環114的存在可成形微波場，使得微波場更加分散。中心環114不存在時， 微波場與傳輸線102的元件(例如同軸電纜的外導體)相互作用。這導致不期望的微波場輪廓，例如如圖IG所示的圍繞傳輸線102的末端集中的場。這種相互作用還引起同軸電纜 102的反向加熱，其可能導致對健康組織的附帶損傷。而且，外環112和中心環114的組合產生了更堅固的天線104，其中在臨床使用中，天線104的性能受扭曲的影響較小。而且，圖 ID和IE示出了微波場在體積上包住整個天線104。
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而且，圖ID的SAR輪廓展示了可以在單次消融中消融整個子宮內膜。因此，醫生可以將天線104定位在第一位置並消融大體上整個子宮內膜或用於治療的足夠量的子宮內膜，以治療月經過多。因此，醫生不需要在第一次子宮內膜消融後重新定位天線104。在一個實施例中，子宮內膜的大部分被消融。這一裝置和手術的創新性方面大大減少了手術所需的時間，而且也減少了手術的風險和對醫生技能的要求。在此處公開的實施例中，將直接微波電介質加熱和通過組織的熱傳導相結合來獲得所期望的治療效果。熱傳導均衡了微波場中的任何微小變化並能夠產生光滑、均勻的消融。而且，圖ID和IE的SAR輪廓顯示天線104能夠消融圍繞天線104的整個體積，而不僅僅消融外環112和中心環114的表面之間的體積。而且，圖ID和IE的SAR輪廓顯示天線104能夠消融組織區域，而不在該組織區域中留下任何未消融組織的「缺口」。而且，圖ID和IE的SAR輪廓顯示由天線104產生的整個微波場用於消融。該整個微波場包括圍繞外環112的微波場，圍繞中心環114的微波場，在外環112和中心環114之間的微波場和中心環114內的場。而且，圖ID和IE的SAR 輪廓顯示微波場全部圍繞外環112設置並且不由中心環114屏蔽或反射。因此中心環114 在圖ID和IE所示的實施例中不用作屏蔽或反射器。可以設計天線104的各種實施例以產生各種形狀的SAR和/或消融輪廓。例如，天線104可被設計為產生大體上正方形、三角形、五邊形、矩形、圓形或部分圓形(例如半圓、 四分之一圓等)、紡錘形或卵形的SAR或消融圖案。圖IF示出了具有圖ID的天線104的消融裝置的模擬回波損耗。該模擬回波損耗示出了在915MHz處的良好匹配(大約-IldB)。圖IH示出了具有圖IG的天線的消融裝置的模擬回波損耗。該模擬示出了在915MHz處的大約-7. 5dB的回波損耗。因此，中心環114 的存在還改善了匹配並提高了功率效率。存在中心環114時，微波能量更有效地傳遞到組織且不會如消融裝置100內部產生的熱量那樣被浪費。成形元件114還提高了天線104可在其上傳遞可接受性能的頻率範圍(帶寬)。 如果比較圖IF和圖IH中的圖，包含成形元件114的實施例中，在-IOdB的截止處，可接受的頻率範圍為大於0. 52GHz (從近似0. 88GHz跨越到大於1. 40GHz)。在圖IG的可比較實施例中，不具有成形元件114的可接受的頻率範圍僅為大約0. 18GHz (從近似0. 97GHz跨越到近似1.15GHz)。因此，在第一種情況下，可得到更大的頻率範圍(帶寬)(天線104在該範圍內傳遞可接受的性能)。這又允許在天線104的設計中，一般臨床使用中天線104的微小扭曲或因微小的製造公差的微小扭曲不會明顯影響天線104的性能。圖II和圖IJ分別示出了由與圖ID的天線類似的具有中心環的天線產生的SAR 輪廓的正視圖和側視圖。圖II中實施例的一般結構類似於圖ID中實施例的一般結構。然而，在圖II中，外環112的環形末端區域的兩個遠端邊緣的曲率半徑大於圖ID中對應的曲率半徑。而且，外環112的大體上線性的近端區域的長度小於圖ID中對應的長度。而且， 圖II中的天線104上的天線電介質116的設計不同於圖ID中的天線104上的天線電介質 116的設計。在一個實施例中，外環112的近端區域上的天線電介質116由在EPTFE層上覆PEEK層製成。PEEK層增強了外環112的近端區域的機械強度。在該實施例中，外環112 的環形末端區域上的天線電介質116為具有變化的厚度的有機矽。外環112的環形末端區域的更近端部分上的有機矽天線電介質116的厚度可以大於外環112的環形末端區域的更遠端部分上的有機矽天線電介質116的厚度。外環112可由覆有銀或金的金屬(例如鎳鈦諾)製成。中心環114可由覆有銀或金的金屬(例如鎳鈦諾)製成。在圖ID和IE所示的實施例中，中心環114不被任何天線電介質116覆蓋。因此，中心環114的金屬表面可暴露於周圍環境。如圖IE中所示，當在解剖體中展開時，外環112和中心環114可以物理地相互接觸。圖II和IJ中天線104的SAR輪廓形狀的臨床優勢類似於圖ID和IE中天線104 的SAR輪廓的臨床優勢。圖IK和IL示出了消融裝置100的微波天線104的形狀的兩個可替換實施例。在圖IK和IL中，中心環114沒有示出。在圖IK中，微波天線104大致為菱形。沿著同軸電纜 102的軸測得的微波天線104的最末端區域包括平滑的角。在該實施例中，微波天線104被預成形以形成如圖IK所示的形狀。這樣的微波天線104可以被壓縮，以能夠以壓縮的低輪廓的大體上線性的未展開結構，通過裝置的管腔插入微波天線104。在圖IK中，設計微波天線104的尺寸和形狀，使得當微波天線104在子宮腔內展開並由使用者向遠端推進時，沿著同軸電纜102的軸測得的微波天線104的最末端區域被子宮底部擠壓並變平，以獲得由虛線所示的結構。因此，微波天線104轉變成大致為三角形的形狀，該形狀適合於子宮內膜消融。在圖IL中，沿著同軸電纜102的軸測得的微波天線104的最末端區域包括平滑的弧或彎折。在該實施例中，微波天線104被預成形以形成如圖IL所示的形狀。這樣的微波天線 104可以被壓縮以能夠以壓縮的低輪廓的大體上線性的未展開結構通過裝置的管腔插入。 在圖IL中，設置微波天線104的尺寸和形狀，使得當微波天線104在子宮腔內展開並由使用者向遠端推進時，沿著同軸電纜102的軸測得的微波天線104的最末端區域被子宮底部擠壓並變平，以獲得由虛線所示的結構。因此微波天線104轉變成大致上三角形的形狀，該形狀適合於子宮內膜消融。在一個可替換實施例中，微波天線104具有彈性、超彈性或形狀記憶能力。在該實施例中，通過裝置的管腔而在子宮腔內展開之後，微波天線104恢復其形狀。這樣的微波天線104可以通過子宮腔的一個或更多個區域而在子宮腔內彈性變形。圖 IM示出了通過平面1M-1M的微波天線104的大體上環形的橫截面。圖IN示出了通過平面 1N-1N的微波天線104的兩個可替換橫截面。在圖IN中，一個可替換橫截面為矩形而另一個可替換橫截面為卵形。消融裝置100可包括流體輸送管腔。流體輸送管腔從消融裝置100的近端區域一直延伸到消融裝置100的放置在子宮腔內部的末端區域。流體輸送管腔可被用於以下的一種或多種情況從子宮排出液體或氣體；將液體(例如麻醉藥、造影劑、燒灼劑、酒精、熱冷卻劑、圍繞天線104的流體電介質介質、抗生素和其他藥、鹽水和衝洗溶液)引入到子宮內； 將氣體(例如用於擴張子宮腔或探測子宮穿孔的二氧化碳)引入到子宮內，；以及施加吸力以收縮天線104周圍的子宮腔。吸力可施加到子宮腔內，以增加天線104與子宮內膜的接觸。當例如二氧化碳的氣體用於使子宮腔擴張和/或探測子宮穿孔時，該氣體可以以介於 20-200mmHg之間的壓力傳遞。消融裝置100可包括裝置輸送管腔。該裝置輸送管腔可從消融裝置100的近端區域一直延伸到消融裝置100的放在子宮腔內部的末端區域。該裝置輸送管腔可用於以下一種或多種情況在子宮腔內引入一個或更多個細長的診斷和/或治療裝置，通過引導線或其它引入裝置來引入消融裝置100，以及引入成像或可視化裝置。這裡的任何消融裝置100可包括在下面的共同代決的申請中公開的微波天線和/ 或定位裝置2009年10月21日提交的12/603,077號(代理案號MCRCNZ01100)申請；以及2009年10月21日提交的12/603，134號(代理案號MCRCNZ00500)申請。每個所述申請的全部公開文件通過引用方式併入於此。在一個實施例中，外環112的鄰近同軸電纜102末端的區域與外環112的鄰近同軸電纜102末端的另一個區域電短路。中心環114可由鍍有銀或金的鎳鈦諾或不鏽鋼製成。中心環114可預成形或可不預成形。中心環114的橫截面可以為環形或矩形或卵形。中心環114可以為多股的。在一個實施例中，中心環114為大致上卵形的形狀並具有13+/-5mm的寬度和約35+/_8mm的長度。 在一個實施例中，中心環114為大致上卵形的形狀並具有13+/-5mm的寬度和約27. 5+/_8mm 的長度。在一個實施例中，中心環114為大致上卵形的形狀並具有13+/-5mm的寬度和約 35+/"8mm的長度。在一個實施例中，消融裝置100還包括一個或更多個額外的連接到天線 104的一個區域的細長的金屬導體或電介質，其給予天線104機械穩定性並成形微波場。可使用在此公開的各種元件的組合來設計各種天線104。可使用在此公開的輻射元件112和在此公開的成形元件114的任何組合來設計各種天線104。在一個實施例中，天線104為可機械展開的。在該實施例中，使用者可以通過使用機械展開系統來展開天線104。在一個實施例中，機械展開系統為附接到外環112的一個區域的可拉動並可釋放的拉線。該拉線可由金屬或非金屬(例如聚合物材料)製成。當沿近端方向拉動拉線時，外環112扭曲。所述扭曲使天線104從初始的非工作結構中獲得工作結構。這樣的實施例是有利的，因為並不需要組織力來正確展開天線。這允許天線104製造得更堅硬。一個或更多個拉線可附接到天線104的一個或更多個區域，從而可控地改變天線104相對於同軸電纜102末端的軸的方向。這可用於在進行例如腹腔鏡檢查手術時以相對於目標組織的期望的方向定位天線104。而且，機械展開系統允許使用者獲得關於天線 104正確展開的反饋(例如觸覺反饋)。這消除了對天線104的後期展開可視化以確定正確展開的需求。在另一個實例中，機械展開系統允許使用者視覺地觀察拉線的移動範圍，該移動範圍與天線104的展開範圍相互關聯。在一個實施例中，消融裝置100通過引入護套138引入子宮腔內。圖3示出了包括可滑動地引入到引入護套138內的消融裝置100的消融系統的實施例。天線104為可壓縮的，使得其可以在引入護套138的管腔內被壓縮。這減少了天線104的總輪廓，使得天線 104能夠通過小開口(例如宮頸)引入而不需要很多或任何宮頸擴張。這大大減少了整個手術的成本和難度。在一個實施例中，消融裝置100可在引入護套138的管腔內轉動，以改變消融裝置100相對於引入護套138的角度方向。在一個實施例中，引入護套138的管腔包括密封或鎖定裝置(例如轉動止血閥)以鎖定消融裝置100和引入護套138的相對的轉動和縱向位置。引入護套138的末端可包括防止損傷的尖端。引入護套138的軸可由聚合物材料製成。可使用的聚合物材料的實例包括但不限於尼龍、聚乙烯、PEEK、PTFE和有機矽。引入護套138的一個或更多個部分可包括一個或更多個硬化元件，例如套管或織帶或鍍層，以增加推動能力/支柱強度、扭結阻力和扭轉力中的一個或更多個。引入護套138的一個或更多個部分可預成形。引入護套138可包括一個或更多個偏轉或操縱元件，其可用於偏轉或操縱天線104。通過將天線104延伸到引入護套138的末端之外而展開天線04。 引入護套138的外表面包括一個或更多個距離標記。這樣的距離標記用於將引入護套138 插入到子宮腔內期望的深度。在一個實施例中，消融裝置100的軸或傳輸線的外表面包括一個或更多個距離標記。消融裝置100的軸上的一個或更多個距離標記用於確定消融裝置 100和引入護套138的末端在子宮內的相對位置。具體地，距離標記中的一個可用於確定天線104是否已完全展開到引入護套138的末端之外。可設置鎖定裝置以鎖定消融裝置100 相對於引入護套138的位置的位置。在圖3中，消融裝置100包括天線104。可使用此處公開的一個或更多個設計或元件來設計天線104。在圖3中，天線104包括輻射元件112和成形元件114。輻射元件112的實例包括但不限於類似於圖IA的外環112的線性或預成形或彎曲或彎折的單極天線和元件。成形元件的實例包括但不限於類似於圖IA的金屬中心環114的元件和電介質材料。在該實施例中，因為其彈性和形狀記憶性，消融裝置104為自展開的。消融裝置100可包括一個或更多個可拉動或可釋放的栓繩，以控制天線104的一個或更多個區域的展開範圍。圖2A-2C示出了使用消融裝置、用於子宮內膜消融的方法的各種步驟。在圖2A中， 消融裝置100包括連接到傳輸線的天線104。傳輸線的近端連接到可由使用者操縱的近端手柄部分170。第二連接134被連接到近端手柄部分。在一個實施例中，第二連接134包括將天線104連接到能量源的傳輸線。消融裝置100可滑動地包含在引入護套138的管腔內的大體上線性的低輪廓的未展開的壓縮結構中。如圖2C所示，天線104可延伸到引入護套138的末端之外。可滑動擋塊130位於引入護套138的外表面上。擋塊130在護套138 上的位置可由使用者調節。護套138的近端區域包括末端手柄部分171，其與近端手柄部分170配合以改變消融裝置100和護套138的相對位置。在所示的實施例中，近端手柄部分170和末端手柄部分171都可由使用者用單手操作。護套138的管腔與形成第一連接 132的埠存在流動連接。第一連接132可連接到此處所公開的任何外部模式上。在一個實施例中，第一連接132被設計為連接到抽吸源上。因此，使用者可使用消融裝置100和護套138的組合將吸力施加到子宮腔內部。在一個方法實施例中，測量子宮腔的長度。其後， 可根據子宮腔的長度調整擋塊130在護套138上的位置。其後，包含消融裝置100的護套 138引入到子宮腔內，直至擋塊130碰到宮頸，如圖2B所示。擋塊130能夠使護套的末端放置在子宮腔內期望的深度處。擋塊130也可起密封的作用，以在宮頸內形成流動的緊密密封。在圖2C中，近端手柄部分170和末端手柄部分171收攏，使得天線104在子宮腔內部展開。這造成天線104從護套138的末端外露出並以大體上平面的展開的未壓縮結構定位在子宮腔內。在一個實施例中，近端手柄部分170和末端手柄部分171的收攏距離以子宮腔的大小為基礎。其後，例如微波能的能量被傳遞到子宮內膜以用於消融子宮內膜。其後， 近端手柄部分170和末端手柄部分171移動分開，使得天線104被包含在護套138內。其後，將護套138和消融裝置100從解剖體移除。在圖3中，包含在引入護套138內被引入的消融裝置100的消融系統通過一個或更多個連接被連接到外部系統。這種連接的實例包括但不限於至抽吸源(例如吸入管線) 的第一連接132，至微波能量源(例如微波發生器)的第二連接134，以及至輸液裝置(例如注射器)的第三連接136。在一個實施例中，微波發生器具有界面以使使用者能夠調整傳遞到消融裝置100的微波能量。例如，微波能可以以5W(5W、10W、15W等)的增量調整。在一個實施例中，微波發生器具有界面以使使用者能夠調整傳遞到消融裝置100的微波能量的持續時間。例如，微波能量的傳遞方向可以以k(5s、10s、15s等)的增量調整。此處公開的用於各種研究而設計的微波發生器的一個實施例是緊湊的並重約30磅。因此，整個消融裝置為可攜式，其可根據需要容易地用於辦公室環境或手術室(OR)中。引入護套138可包括流體輸送管腔140。流體輸送管腔140可從引入護套138的近端區域一直延伸到引入護套138的放置在子宮腔內部的末端區域。流體輸送管腔140可被用於以下一種或多種情況從子宮排出液體或氣體；將液體(例如麻醉藥、造影劑、燒灼劑、抗生素和其他藥、鹽水和衝洗溶液)引入到子宮內；將氣體(例如用於擴張子宮腔或探測子宮穿孔的二氧化碳)引入到子宮內；以及施加吸力，以收縮天線104周圍的子宮腔。吸力可施加到子宮腔內，以增加天線104與子宮內膜的接觸。當例如二氧化碳的氣體用於使子宮腔擴張和/或探測子宮穿孔時，該氣體可以以介於20-200mmHg之間的壓力傳遞。引入護套138可包括裝置輸送管腔。該裝置輸送管腔可從引入護套138的近端區域一直延伸到引入護套138的放置在子宮腔內部的末端區域。該裝置輸送管腔可被用於以下一種或多種情況在子宮腔內引入一個或更多個細長的診斷和/或治療裝置，通過引導線或類似引入裝置引入消融裝置100，以及引入成像或可視化裝置。在一個方法實施例中，使用子宮探條來探測子宮以獲得關於子宮腔的深度和位置以及宮頸管的深度和位置的信息。其後，位於引入護套138內的消融裝置100被引入到子宮腔內。天線104完全位於引入護套138的管腔內，以減小天線104的輪廓。引入護套138 在子宮腔內被引導，使得引入護套138的末端與子宮底部接觸或大體上靠近子宮底部。其後，通過收回引入護套138而在子宮腔內展開天線104，同時保持消融裝置100的位置。當天線104上沒有外力時，由於天線104的一個或更多個區域的彈性和/或超彈性的性質，天線104重新建立其初始形狀。其後，消融裝置100用於消融子宮內膜。其後，從子宮中移除消融裝置100。在一個實施例中，這是通過向近端收回消融裝置100同時保持引入護套138 的位置從而在引入護套138內部壓縮天線104而完成的。在一個可替換實施例中，向近端拉動消融裝置100以抵靠宮頸管和宮頸壓縮天線104，其後從子宮中移除消融裝置100。在一個實施例中，消融裝置100與引入護套138管腔的外表面之間的空間或間隙起到流體和/或裝置輸送管腔的作用。消融裝置100和/或引入護套138可包括位於消融裝置100和/或引入護套138 的外表面上的擋塊130。擋塊130被設計為緊抵宮頸的外部並由此限制消融裝置100和/ 或引入護套138的插入深度。擋塊130相對於消融裝置100和/或引入護套138的軸的位置的位置可以是可調整的。擋塊130相對於消融裝置100和/或引入護套138的軸的位置的位置可以是可反向鎖定的。在一個方法實施例中，消融裝置100和/或引入護套138的期望的插入深度是通過子宮探子、子宮鏡檢查和超聲波檢查中的一個或更多個確定的。其後， 調整擋塊130相對於消融裝置100和/或引入護套138末端的位置。其後，消融裝置100 被插入到子宮腔內。擋塊130限制消融裝置100和/或引入護套138末端的插入深度，由此減少了子宮穿孔的風險並確保天線100相對於目標組織的最佳定位。擋塊130也可起外部密封的作用，以產生宮頸管的流動的緊密密封。在圖3的實施例中，消融裝置100包括例如擋塊130的插入限制特徵，以限制消融裝置100的插入深度。在另一個實施例中，消融裝置100包括天線104，該天線104包括非線性輻射元件 112和非線性成形元件114。在該實施例中，輻射元件112和成形元件114每個都連接到單獨的栓繩。栓繩可由使用者操縱以改變解剖體中一個或更多個輻射元件112和成形元件 114的形狀和/或方向。在該實施例中，輻射元件112可由塗覆有電介質材料的一段導體制
19成。成形元件114可由擰曲在一起的多股外導體106製成。 圖4例示了子宮內膜消融的方法實施例的關鍵步驟。在步驟100A中，篩選患者以確定她是否適合於消融手術。這可包括服藥歷史、超聲波檢查(灌注或不灌注鹽水)、 子宮內膜活組織檢查以及詢問患者治療偏向中的一個或更多個。在步驟102A中，測量子宮尺寸。測得的子宮尺寸可選自包括下面的組子宮腔長度和/或寬度、子宮腔位置、子宮腔方向、宮頸管長度和/或寬度以及宮頸管位置。這可通過以下一個或更多個步驟完成A.在子宮內膜腔中使用或不使用造影劑或鹽水進行超聲波檢查(腹部或經陰道)， B.在子宮內膜腔中使用或不使用造影劑或鹽水進行手術前MRI，C.通過標準子宮探子或者 WingSound-Iike裝置進行子宮測深，其不僅測量子宮腔和宮頸腔長度，也測量子宮腔的宮角區域寬度，以及D.實施雙手診查或子宮觸診以獲知近似的尺寸和方向。在步驟104中，患者為手術作好準備。患者可被放置在標準位置上，該標準位置用於使用鐙形物的例如背部切石術位置的婦科檢查中。患者可覆蓋帘子。患者被告知手術期間和之後將發生的事情。 可以插入窺器(speculum)。如果需要可使用把持鉤抓住宮頸。在步驟106A中，如果需要可為患者施行麻醉。在一個實施例中，在手術前幾個小時口服止疼藥(例如NSAID)。在步驟 106A中，施行宮頸旁阻滯。由於該手術需要最少的麻醉，其可以很容易地在辦公室完成。在此公開的天線104的若干實施例的細長和柔性性質可允許醫生不需要任何麻醉而進行消融手術。如果患者希望，手術可在流動手術中心或手術室完成。並且，醫生可以決定在流動手術中心或手術室進行。例如，如果患者病態肥胖，那麼醫生可決定在OR進行手術。因此， 在步驟106A中，可施行朦朧麻醉或全身麻醉。在步驟106A之後，如有必要可進行輕微宮頸擴張。在步驟108A中，消融裝置100從其包裝中打開。在一個實施例中，提供了不同尺寸和形狀的各種消融裝置100。例如，可提供一組三個消融裝置100，其中每個消融裝置100 適於治療處於特定尺寸和形狀範圍內的子宮。使用者可使用來自步驟102A的子宮大小數據來選擇用於消融的合適的消融裝置100。或者，設計單個消融裝置100以能夠用於所有患者。在步驟IlOA中，調整消融裝置100以適應解剖體。在一個實施例中，一個或更多個消融裝置100的尺寸和形狀參數可以由醫生改變以使消融裝置100適合於患者的解剖體。例如，可改變消融裝置100的展開長度和/或寬度。可調整消融裝置100以適於說明以下的一個或更多個子宮腔的長度和/或寬度、子宮腔位置、子宮腔方向、宮頸管的長度和/或寬度以及宮頸管的位置。在一個實施例中，調整擋塊130在消融裝置100的軸上的位置。在步驟112A中，消融裝置100經宮頸插入到子宮腔內。定位消融裝置100以使得天線104位於子宮腔內。在一個實施例中，消融裝置100以用於通過窄的開口(例如直徑< 4mm)而插入的壓縮結構被插入。當消融裝置100的末端區域到達目標位置後，天線104處於未壓縮或展開的工作結構。在步驟114中，核實手術安全性和功效所需的消融前的關鍵參數。例如，可以確認天線104在子宮腔中的布置。可通過成像或通過精確地計算裝置的位置和/ 或方向來核實天線104的位置和/或方向。可實施穿孔探測檢查以排除由消融裝置造成的或自然存在的子宮穿孔。該檢查可通過探測被引入子宮腔中的液體的滲漏完成。可通過成像(例如超聲成像)或例如測量鄰接組織的諸如溫度或阻抗的物理參數的其它方法來確定天線104與子宮內膜表面的合適接觸。在一個實施例中，使用陰道鏡檢查技術將消融裝置 100插入解剖體內。在陰道鏡檢查技術中，使用一種內窺鏡來可視化陰道管。在該技術中， 不使用窺器。而且，在該技術中，不需要把持鉤來抓住宮頸。在步驟116A中，子宮內膜被消融。當使用者輸入一些患者的具體數據(例如解剖學數據)後，微波發生器可自動選擇消融參數。可替換地，使用者可基於諸如患者解剖學數據的具體輸入來計算例如功率傳遞大小、波形、消融時間等的消融參數。然後可將消融參數饋送到發生器。消融的終點可由微波發生器自動確定或可由使用者基於治療方案決定。可使用一個或更多個參數來計算該終點和/或終止消融。這種參數的實例包括但不限於一個或更多個部位處的組織溫度、消融時間、消融功率、一個或更多個部位處的組織阻抗、患者的解剖學參數等。在步驟118A中，消融結束後，天線104被壓縮並從子宮移除。其後，在步驟120A 中，在手術後一定時間隨訪患者。可給予患者關於一些消融併發症的症狀的具體指導，從而如果患者在術後感到那些症狀，她可立即與醫生聯繫。在使用所述方法期間，不必實施上述的所有步驟。根據臨床需要可以增加、刪除或修改一個或更多個步驟。除了消融之外，此處的方法和裝置可用於在其它地方公開的其它應用。此處所公開的手術可在實時監測下實施，例如通過直接可視化、子宮鏡檢查、超聲、放射、腹腔鏡等。圖5A-5E例示了使用可壓縮的微波消融天線來消融子宮內膜以治療月經過多的關鍵步驟。儘管圖5A-5E中只示出了幾個關鍵步驟，所強調的是說明書中其它地方所公開的任何其它方法步驟可被添加到或可用於替換圖5A-5E中的步驟。在圖5A中，位於引入護套138內的消融裝置100被引入到子宮腔中，使得引入護套138的末端接觸或大體上靠近子宮底部。在一個方法實施例中，在圖5A中的步驟之前獲得關於子宮腔和宮頸管的長度和位置的解剖學信息。該解剖學信息用於在子宮腔中定位引入護套138的末端。而且，在圖 5A所示的步驟中，引入護套138在近端方向縮回，同時保持消融裝置100的位置。如圖5B 所示，這使天線104在子宮腔中展開。天線104在子宮腔中展開之後，消融裝置100在末端方向上以步驟4D中計算的量移動。該位移使天線104的最末端區域頂壓子宮底部。這又使天線104變平並獲得工作結構。在一個實施例中，基於解剖學尺寸計算消融裝置100在末端方向上的位移量，解剖學尺寸例如子宮大小(例如子宮腔的長度)。類似於圖6A和6B 中所示的實施例，天線104的微波天線104在縱向上可壓縮，以獲得工作結構。如圖5C所示，放置消融裝置100，使得天線因子宮底部而縱向壓縮並處於工作結構。應注意到，在圖 5C所示的實施例中，展開的天線104在子宮腔的大半(大於一半)上延伸。更具體地，天線 104的最大展開寬度大於子宮腔最大寬度的一半，而且更具體地，大於子宮腔最大寬度的四分之三。而且，天線104的展開長度大於子宮腔長度的一半，而且更具體地，大於子宮腔長度的四分之三。而且，在圖5C所示的步驟中，消融裝置100用於消融子宮內膜。其後，在圖 5D所示的步驟中，引入護套138在天線104上向遠端推進。這壓縮了天線104並使消融裝置100被包含在引入護套138內。其後，在圖5E所示的步驟中，引入護套138隨同消融裝置100 —起從解剖體中向近端移除。應注意的是消融裝置100的簡單設計減少了裝置的成本。而且，這樣的簡單的子宮內膜消融手術的總的手術成本很低。這使美國和其它地方的各色各樣的醫生都能夠使用該技術。該技術可容易地用於醫生辦公室，這更多地減少了手術成本。在此公開的消融裝置100可以摸索地插入和/或使用，即不使用任何額外的成像模式。或者，在此公開的消融裝置100可在子宮鏡引導下插入和/或使用。因此，如果需要，子宮鏡微波子宮內膜消融可以具有此處所公開的各種裝置和方法。在一個實施例中，細長的診斷用子宮鏡隨同消融裝置100通過子宮頸一起引入到子宮腔中。然後細長的診斷用子宮鏡用於可視化和引導消融裝置100在子宮腔內的布置。其後，診斷用子宮鏡部分地或全部從解剖體取出。其後，由消融裝置100實施消融手術。在另一個方法實施例中，消融裝置100通過子宮鏡或電切鏡護套的通道引入人體中。此處所公開的消融裝置100可被製造為具有足夠低的輪廓，以使其能夠通過子宮鏡或電切鏡護套的通道(例如7FrenCh通道) 引入。在由消融裝置100實施消融手術之前，子宮鏡或電切鏡護套可以部分地或全部從解剖體取出。或者，在此公開的消融裝置100可在超聲波引導下插入和/或使用。超聲波引導可以為經腹部的超聲波、經陰道的超聲波或在子宮內的超聲波。或者，在此公開的消融裝置100可在放射線引導下插入和/或使用。在一個實施例中，消融裝置100在X射線或螢光鏡引導下使用。消融裝置100可包含一個或更多個不透射線的標記，以能夠在X射線或螢光鏡引導下可視化消融裝置100的一個或更多個區域。或者，消融裝置100可包含可視化模式或耦合到可視化模式的裝置。在一個實施例中，可視化模式(例如，光纖光纜或其它光學成像模式、超聲波導管等)可以嵌在消融裝置100和/或引入護套138的壁中。在另一個實施例中，可視化模式(例如，光纖光纜或其它光學成像模式、超聲波導管等)可通過消融裝置100的管腔引入。消融裝置100可包含一個或更多個可充氣體或液體的氣球，用於進行以下中的一個或更多個定位天線104，提供冷卻模式，使天線104能夠更好地與目標組織接觸，以及展開天線104。圖6A示出了微波天線的一個實施例的縱向無約束且橫向未壓縮結構。在圖6A中， 消融裝置100包括含有外環112和金屬中心環114的天線104。在這種結構中，外環112 為更加卵形的形狀。天線104的最大橫向寬度尺寸為約2. 7cm。中心環114的橫向寬為 1. 6cm+/"0. 6cm,並且中心環114的縱向長度為約5. 5cm+/_lcm。圖6B示出了圖6A中所示的微波天線的實施例的縱向受約束且橫向未壓縮的工作結構。在圖6B中，使用外力以使天線104的最末端部分扭曲。在圖6B中，如所示出的，使用手指按壓天線104的最末端部分，以展示外環112的形狀從更加卵形的形狀扭曲為更加三角形的形狀。此時外環112的最大橫向寬度尺寸為約3. 5cm。從同軸電纜102的末端到天線104的最末端部分為止，天線104的縱向長度為約3. Scm0這模擬了子宮內膜消融對實際臨床使用中天線104因底部而經受的扭曲。圖6B所示的結構為天線104的工作結構， 其中天線104可用於子宮內膜消融。因此，天線104能夠以以下三種結構存在第一未展開結構，其中天線104被橫向壓縮以用於通過管腔或開口插入；第二展開結構，其中當天線 104在體中展開，並且在天線104上沒有明顯的外部扭曲力的情況下，其為縱向未約束其橫向未壓縮的；以及第三展開結構，其中在天線104上存在外部扭曲力的情況下，天線104為縱向受約束且橫向未壓縮的。所述第三結構為實際工作結構。圖6C示出了圖6A和6B的微波天線在摺疊組織片中的布置。在圖6C中，保持在 37攝氏度的豬肌肉組織厚片被摺疊一次。由組織褶皺圍住的空腔近似地模擬了子宮腔。其後，圖6A和6B的天線104插入到足夠的深度，使得天線104的最末端區域因豬組織而扭曲， 以獲得如圖6B所示的工作結構。其後，消融豬組織。功率傳遞時間少於兩分鐘。因此，子宮內膜消融的治療方案可以設計為在不到兩分鐘內消融足夠量的子宮內膜。在圖6A和6B 中，使用由微波發生器在0. 915GHz下傳遞的40W的微波功率經90s完成消融。雖然在這個實驗中，在整個消融手術過程中使用了 40W的恆定功率，但是在臨床使用中，微波發生器傳遞的功率大小在整個消融手術過程中可以是不恆定的。在一個實施例中，在消融期間由消融裝置100傳遞的功率大小隨時間變化。在一個這樣的實施例中，在消融的第一階段期間傳遞較高的功率。其後，在消融的後續階段中， 功率傳遞下降。在一個實施例中，當組織溫度達到期望的水平(例如80°C)時，消融後續階段中的功率傳遞下降。在該實施例中，功率傳遞可以下降到在期望的時間內保持組織溫度處於或低於期望的水平。功率傳遞還可以下降到保持子宮漿膜的溫度在消融期間處於或低於期望的安全範圍。在另一個實施例中，消融後續階段中的功率傳遞在特定的時間後下降。 在一個實施例中，基於以下中的一個或更多個，微波發生器能夠自動調整功率傳遞的大小 (i)預編程的治療周期和(ii)消融期間獲得的反饋。預編程的治療周期的實例包括但不限於50%開-50%關工作周期；70%開-30%關工作周期以及功率傳遞大小隨時間變化的周期。工作周期中的開啟時間和關閉時間的相對比例在消融過程中是可變的。工作周期中的開啟時間和關閉時間可以與脈動血液流量和冷卻模式中的一個或更多個同步。可用於手術期間的反饋的參數實例包括但不限於溫度、阻抗、血流量、組織存活力、組織電信號(例如 EKG、EEG等)和組織特性。在此公開的任何一種方法中，通過例如注射或引入水溶液，可以局部地改變組織的體積或表面的含水量。由於微波能量的吸收，水溶液可被加熱。然後被加熱的水溶液作為額外的消融模式起作用。被加熱的水溶液可流動並適應目標組織的不規則區域，因此可補充天線104的消融功能。如果我們假設微波發生器傳遞的總微波能量的約85%最終由天線104傳遞到組織，則傳遞到組織的總能量約為3，000焦耳。由於圖6C中使用的組織被設計為用於模擬子宮內膜組織，可設計子宮內膜消融的治療方案，其包含將約3，000焦耳的微波能量傳遞到子宮內膜。而且，可設計子宮內膜消融的治療方案，其將少於3，000焦耳的微波能量傳遞到子宮內膜。這可例如通過子宮的預處理、通過在患者剛結束月經期之後安排消融等完成。在圖6B中，處於工作結構的基本上變平的天線104的總面積約為6. 7平方釐米。 因此，由天線104傳遞的微波能量傳遞到兩個相對的組織表面，每個約測為6. 7平方釐米。 再一次，如果我們假設由微波發生器傳遞的總微波能量的約85%最終由天線104傳遞到組織，則傳遞到組織的總功率約為每平方釐米組織2. 5瓦特。而且，可設計子宮內膜消融的治療方案，其在傳遞小於每平方釐米子宮內膜表面2. 5瓦特的微波功率時獲得期望的臨床效果。這可例如通過子宮的荷爾蒙預處理、通過由D&C的子宮機械預處理、通過在患者剛結束月經期後安排消融等而完成。圖6D示出了圖6C的組織的未摺疊片以及從微波天線獲得的消融，該圖6C示出了圖6A和6B中的微波天線在縱向受約束且縱向壓縮的工作結構下的布置。應注意消融的形狀大致為三角形。子宮中的這種消融能夠消融整個子宮內膜，以治療月經過多而不需要重新定位天線104。圖6E示出了在圖6C所示的消融之後被消融組織的未摺疊視圖。圖6F示出了通過圖6E中的6F-6F平面切開的被消融組織的視圖。在圖6F中看到，消融是均勻的並跨越組織的全部厚度。沒有在任何地方發現碳化。因此產生了跨越整個7-9mm組織深度的透壁消融。圖6G示出了通過圖6E中的6G-6G平面切開的被消融組織的視圖。與圖6F類似，圖6G 示出了消融是均勻的並且跨越組織的全部厚度。沒有在任何地方發現碳化。因此產生了跨越整個7-10mm組織深度的透壁消融。而且，應注意損傷在中心較深，並且朝向損傷周邊較淺。這樣的消融是臨床上期望的，因為朝向子宮中心的子宮內膜的厚度較大，而在宮角區域和朝向子宮下部區域的較小。而且，如有需要，可通過使用以下中的一個或更多個來產生較深的損傷增加由微波發生器傳遞的功率、增加消融時間、通過臨時阻塞子宮動脈而阻擋血流向子宮等。而且，如有需要，可通過使用以下中的一個或更多個來產生較淺的損傷減少由微波發生器傳遞的功率、減少消融時間、使用例如在解剖體內循環冷卻劑的冷卻模式等。 冷卻模式可用於冷卻子宮內膜的表面。而且，這種組織深度消融使消融裝置100能夠用於子宮內膜的消融而不需要對子宮內膜進行任何預處理。幾種現有技術的子宮內膜消融技術需要對子宮內膜進行預處理以使子宮內膜變薄。例如，在使用幾種現有技術前，擴張和刮除術(D&C)或荷爾蒙預處理是必需的。這迫使治療過程的總體成本和複雜性升高。而且，荷爾蒙預處理不容易被患者接受， 因為其可能存在令人不快的副作用。由此處公開的裝置和方法產生的深度損傷可容易地用於子宮內膜消融而不需要進行任何預處理。而且，這樣的組織深度消融使此處公開的裝置和方法能夠在在月經周期的任何時間使用。在消融期間測得的最高組織溫度為85攝氏度。因此，沒有組織碳化的風險。而且， 這消除了消融期間蒸汽的形成。這又消除了因蒸汽的形成而產生的醫療風險。消融期間產生的蒸汽消散了熱量而且也帶有燒灼健康組織的風險。還應注意到天線104不粘附或附著到組織上。這很關鍵，因為當用於子宮內膜消融時，消融裝置100將不存在粘附到子宮組織的風險或使該風險最小化。此處公開的一個或更多個子宮內膜消融方法可與子宮動脈的阻塞相結合，以提高效能和/或增加子宮內膜消融方法的安全性。一些現有的子宮內膜消融技術效能減少的因素之一是子宮內血流。血流起到散熱器的作用並且帶走了傳遞到子宮的熱量。因此，如果實施熱子宮內膜消融方法同時減少子宮的血流，可獲得有益的效果。圖7A和7B例示了具有減少的子宮血流的子宮內膜消融方法的兩個步驟。在圖7A和7B中，子宮動脈142被阻塞。這種阻塞是臨時的，由通過陰道插入的並且用於壓緊宮頸外表面的夾鉗144產生，以壓緊和阻塞子宮動脈142。或者，可使用子宮動脈142的永久阻塞。子宮動脈的阻塞可為部分或完全的。在一個實施例中，通過使用都卜勒超聲波或其它超聲波模式確定子宮動脈142 的位置和/或子宮動脈中的血流量大小。設想類似的子宮內膜消融方法，其將現有的子宮內膜消融模式(例如熱液體氣球、自由循環熱液體等)與臨時或永久的子宮動脈阻塞結合使用。在這樣的子宮內膜消融方法中，與類似的不使用子宮動脈阻塞的子宮內膜消融方法比較，傳遞到子宮內膜的熱能的量可以減少。可設計傳遞較低量的熱能到子宮的治療方案。 或者，傳遞到子宮內膜的熱能的量可保持不變。儘管此處已公開了能夠不需要重新定位天線104而在單次消融中消融整個解剖體目標的消融裝置100的若干實施例，仍可設想若干種裝置和方法的實施例，其中天線104 至少重新定位一次以消融解剖體目標中的多個位置。例如，可設計子宮內膜消融方法，其中將天線104定位在子宮腔內的第一位置並用於消融子宮腔內的第一位置。其後，將天線104定位在子宮腔內的第二位置並用於消融子宮腔內的第二位置。其後，如果需要，可以將天線 104重新定位在子宮腔內的其他位置並用於消融子宮腔內的其他位置。圖8A-8C示出了使用具有可偏轉或可操縱天線104的消融裝置100進行子宮內膜消融的方法的步驟。在圖8A 中，消融裝置100包括天線104，其經宮頸引入子宮腔內。儘管在如圖8A所示的實施例中， 天線104包括輻射元件112(例如單極天線、螺旋天線和圖1的外環112等)而沒有任何成形元件，一個或更多個傳導或非傳導的成形元件114可加到天線104上以成形微波場。在圖8A的實施例中，天線104的長度大於子宮腔長度的一半。定位天線104以使得天線104 的末端在子宮底部附近。在圖8A中，天線104用於消融子宮內膜的一個區域。其後，在圖 8B中，天線104移動到子宮內不同的位置處並且用於消融子宮內膜的一個區域。在一個實施例中，消融裝置100上的偏轉或操縱機構用於移動天線104。這樣的偏轉或操縱機構的實例包括但不限於拉線、氣球或磁操縱。諸如拉線的操縱機構可被設計為使得操縱機構與微波場不存在或存在最小的相互作用。在一個實施例中，偏轉或操縱機構由非傳導性材料製成。其後，在圖8C中，天線104移動到子宮內另一個位置處並且用於消融子宮內膜的一個區域。類似於圖8B中的步驟，消融裝置100上的偏轉或操縱機構可用於移動天線104。圖 8A、8B和8C中的步驟中產生的消融可以重疊或不重疊。圖8A、8B和8C中的步驟中產生的消融可成形為在子宮腔內沿遠端方向較寬且沿近端方向較窄。在一個可替換實施例中，圖 8A、8B和8C中的步驟中產生的消融可具有沿其長度大體上不變的寬度。圖8A、8B和8C中的天線104可以是大體上柔性的或大體上非柔性的。天線104的位移可以通過耦合到消融裝置100的近端部分的控制器來實施。該控制器可以為機械的和/或電機械的。
使用或不使用消融裝置100上的偏轉或操縱機構，天線104可以在目標組織中的多個區域處重新定位，以消融目標組織中的更大區域。受醫生控制的消融裝置100的移動可用於重新定位天線104。因此可以產生可相互重疊或不重疊的兩個或更多個消融。例如， 圖8D-8E示出了通過在兩次單獨消融中消融子宮腔的末端和近端區域來治療子宮腔的方法實施例。這樣的方法可用於治療具有正常腔體的子宮或大的子宮(例如長度> 8cm的子宮腔)。這樣的方法也允許使用能夠被重新定位一次或更多次的較小的天線104，以消融目標組織的更大區域。在圖8D中，天線104用於消融子宮腔內的末端區域。在一個裝置實施例中，中心環114比外環112更堅硬。將消融裝置100推進到子宮腔中，使得外環112的末端區域接觸底部並且通過底部扭曲，如圖8D中所示。消融裝置100進一步推進到子宮腔中， 使得中心環114的末端區域接觸子宮腔的一部分。使用者感覺到增加的阻力並停止將消融裝置100進一步推進到子宮腔中。因此，使用者得到了關於天線104在子宮腔內精確定位的觸覺反饋。在另一個實施例中，位於引入護套138或者同軸電纜102上的擋塊用於在子宮腔中準確定位天線104。擋塊可被設計為使其緊抵宮頸的外部區域並阻止消融裝置100 的進一步推進。擋塊沿消融裝置100的位置可以調整。擋塊沿消融裝置100的位置可以根據消融前獲得的解剖學數據來調整。其後，在圖8E中，天線104被重新定位到子宮腔內的近端位置。其後，完成第二消融。因此，可以設計若干消融治療方案，其指導使用者將天線放置在子宮腔內預先指定的位置。這些治療方案可基於以下中的一個或更多個觸覺反饋、 手術前成像、消融前獲得的解剖學尺寸(子宮腔的長度和位置、宮頸管的長度和位置、子宮腔的寬度、子宮腔的形狀等)、手術之中成像、解剖學界標位置、裝置界標位置和手術中的反饋(例如溫度反饋、阻抗反饋)。這樣的治療方案不同於現有技術的子宮內膜消融的治療方案，例如Microsulis Medical Ltd.的只基於溫度反饋的微波子宮內膜消融。此處的方法可用於消融整個或部分(例如約50%或約75%)子宮內膜。此處的方法可用於提高手術的安全性，例如通過防止宮頸管的任何消融。圖8D和8E中的天線104的形狀可以相同或不相同，因為解剖體對天線產生的扭曲不同。此處公開的任何天線104可通過以下中的一個或更多個而重新定位繞軸轉動、向近端或末端移動、向側面移動、繞軸旋轉、增大或減小尺寸、將操縱或偏轉機構嚙合到消融裝置100上以及將操縱或偏轉機構嚙合到附屬裝置上。而且，可設計和使用此處公開的任何天線104，使得在臨床使用期間由柔性天線104施加在子宮壁上的力不會扭曲子宮腔。位於一個或更多個消融裝置100上的多個天線104可用於消融解剖體的一個或更多個區域。例如，圖9示出了同時使用兩個消融裝置100以消融子宮內膜的方法。在該實施例中，兩個消融裝置100(每個包括單獨的天線104)用於消融子宮內膜。或者，可使用多於兩個的消融裝置100來消融子宮內膜。圖9中的消融裝置100可包括偏轉或操縱機構以移動天線104。由圖9中的消融裝置100產生的消融可以重疊或不重疊。由圖9中的消融裝置100產生的消融可同時產生或循序地產生。圖9中的消融裝置100可由單個能量源(例如單個發生器)或多個能量源(例如多個發生器)提供。在其它實施例中，包括兩個或三個或更多天線104的消融裝置100用於消融目標組織。在此公開的一個或更多個裝置可包括一個或更多個可超聲波成像和/或不透射線的組件。在此公開的一個或更多個裝置可包括一個或更多個光滑鍍層。在此公開的一個或更多個裝置可包括一個或更多個熱絕緣區域以保護非目標組織。在此公開的一個或更多個裝置可包括轉矩軸和近端方向標記。例如，消融裝置100可包括轉矩軸和具有翼的近端轂(hub)。因此使用者能夠通過獲知位於身體外的近端轂的翼的方向來確定天線104在身體中的方向。圖IOA和IOB示出了將經宮頸的通路裝置與能量輻射裝置結合使用來治療子宮的局部區域的兩個方法。在圖IOA和IOB中，通路裝置用於產生到子宮腔的通路。其後，使用通路裝置將工作裝置(例如消融裝置100)插入子宮腔內。其後，工作裝置用於在子宮的一個或更多個區域上實施診斷或治療手術。在圖IOA中，通路裝置為包括裝置管腔174的子宮鏡護套173。包含在子宮鏡護套173中的子宮鏡172被引入到子宮腔內。子宮鏡172可用於引導工作裝置(例如消融裝置100)的引入和布置。然後密封宮頸以形成流動的緊密密封，從而能夠使用擴張介質來擴張子宮腔。在一個裝置實施例中，通路裝置(例如子宮鏡護套17 在其表面上具有一個或更多個開口，這些開口定位在宮頸管內。其後，通過這一個或更多個開口施加的吸力使通路裝置之上的宮頸管組織收縮，由此密封宮頸。在圖IOA中， 工作裝置為被設計用於消融子宮壁的部分的消融裝置100。在將消融裝置100插入子宮腔後，消融裝置100的天線104可展開並靠近目標組織定位。屏蔽176可定位在子宮外以保護腹部器官不受由消融裝置100傳遞的能量的影響。通路裝置和/或工作裝置可用於在子宮腔內產生真空以移除任何氣體、碎片、水分等。通路裝置和/或工作裝置可用於輸送局部麻醉劑到子宮腔內。消融裝置100可用於消融子宮壁的一個或更多個區域以治療例如子宮內膜異位、息肉、子宮癌、增生等的局部損傷，或整體消融子宮內膜。在手術前可實施對子宮區域的化學或機械預處理。在手術完成後，可實施例如插入填充材料的介入手段，以防止子宮腔的粘附。其後，從解剖體移除工作裝置和通路裝置。圖IOB示出了圖IOA中的方法的變型，其中天線104用於治療子宮黏膜下肌瘤。在一個實施例中，治療整個子宮肌瘤塊。在另一個實施例中，治療覆蓋子宮肌瘤的子宮內膜。儘管天線104被設計為不需與組織精確接觸就能良好工作，但如果在消融之前就確定了天線104的正確定位，則可具有優勢。在此的發明還包括可用於在消融之前就確定天線104的正確定位的非可視化的和集成的裝置。所述方法採用反射計以確定正確定位。 如果天線沒有被正確定位，天線可能不會得到很好的匹配。在這種情況下，測得的用於特定範圍的入射功率(發送至天線的功率)的反射功率將不會在正常的範圍內。因此，通過測量反射功率是否在正常範圍內，我們可以確定天線是否被正確定位。這樣的程序的實例如下1.進行一系列在目標組織中正確定位天線的實驗；2.在天線被正確定位在目標組織內的情況下，對於特定範圍的入射功率水平，在所有實驗中測量反射功率水平；3.如果天線被正確定位在目標組織內，則確定可預計到的反射功率水平的「正常範圍」;4.在子宮內膜消融手術期間，測量反射功率水平；5.如果反射功率水平在正常範圍內，則推斷天線被正確定位。如果反射功率水平不在正常範圍內，則推斷天線沒有被正確定位。作為可選的附加步驟，通過故意使天線以不完善或錯誤的結構展開時，可進行天線在目標組織中被錯誤定位的一系列實驗。這用於確定天線未在目標組織內正確定位時可預計到的入射功率水平的「非正常範圍」。反射功率水平可通過1.使用外部功率計或2.使用內置在微波發生器內的功率計來測量。此處公開的裝置和方法也可用於治療痛經。痛經在子宮內膜消融之後減少已有臨床記錄。在一個方法實施例中，此處所公開的一個或更多個方法和裝置可用於治療共存的痛經和月經過多。由此處公開的任何天線104產生的微波場可通過多種途徑導向特定的方向。例如，微波反射器(例如金屬網)可被定位在平的或平面消融部分的一側上，以將微波能量反射到該平的或平面消融部分的另一側。一個或更多個微波吸收或屏蔽或反射材料可與此處公開的實施例結合使用，從而將微波場導向特定方向。在一個實施例中，中心環114的全部或部分被設計為起到微波屏蔽或反射體或吸收體的作用。例如圖IA中的消融裝置100的一些實施例可概括地描述為包括同軸電纜和在同軸電纜末端的天線的微波裝置。天線包括從同軸電纜末端延伸的輻射元件。例如，輻射元件可為同軸電纜的內導體的延續或可為連接到同軸電纜的內導體上的額外的元件。輻射元件輻射以其具體設計為特徵的微波場。輻射出的微波場引起目標組織內的極化分子(例如水分子)的擾動。極化分子的這種擾動產生摩擦熱量，其又升高了目標組織的溫度。而且，由輻射元件輻射的微波場可由天線中的一個或更多個成形元件成形。成形元件可電連接到同軸電纜的外導體上。這裡描述了輻射元件和成形元件及其組合的若干實施例。本公開的很大部分公開了消融裝置的實施例，其中輻射元件大體上為環形且成形元件大體上為環形。儘管本公開的很大部分公開了消融裝置的這樣的實施例，本發明還包括消融裝置和使用該裝置的方法的其它實施例。例如，外環112和中心環114的一個或兩者可由一個或更多個非環形的傳導的、非傳導的或絕緣元件替代。這樣的元件的實例包括但不限於金屬元件的直的或彎折部分、具有環形或卵形形狀的元件、具有多邊形形狀(例如三角形、正方形、矩形、五邊形等)的元件、通過電傳導的接頭結合在一起的多個元件、通過非電傳導的接頭結合在一起的多個元件、具有多個曲線的元件、元件對稱布置的部分、元件非對稱布置的部分、非傳導材料的部分等。天線104的若干實施例可被設計為具有大體以平面配置的單個或多個曲線、弧線或環。這對消融例如肝臟、胃、食道等器官表面的表面是有利的。在此公開的裝置可構造為使其中的天線104相對於同軸電纜102緊鄰天線104的區域具有多種方向。在此的裝置可設計為具有平面天線104，其大體上平行於同軸電纜102 緊鄰天線104的區域。裝置也可被設計為使其天線104具有與緊鄰天線104的同軸電纜102 的區域成一定角度(例如，90+/-20度、45+/-20度)的方向。這樣有利於到達身體中難接觸的目標區域。整個或部分天線104相對於裝置軸(例如同軸電纜102)的相對方向可以是固定或可變的。例如，在天線104和軸之間可能有一個彈性接合處或區域。在另一個實施例中，可存在主動操縱機構(例如拉線裝置)來改變整個或部分天線104相對於軸的相對方向。這樣的機構可用於在目標組織上正確定位天線104或用於穿過解剖體引導裝置。 例如，可通過內窺鏡或通過腹腔鏡埠展開天線104並導向，以使得天線104位於目標組織平面內。可向使用者提供各種尺寸和/或形狀的若干裝置。然後使用者可根據其判斷選擇合適的裝置以實施消融。在一個特定實施例中，提供了具有類似形狀但不同尺寸的天線104 的2至3個不同的裝置。然後使用者選擇合適的裝置。這樣的多個裝置可分別包裝或在包裝在一起。在另一個實施例中，提供了具有類似尺寸但不同形狀的天線104的2至3個不同的裝置。然後使用者選擇合適的裝置。在一可替換實施例中，調整裝置的展開結構以適應特定組織或腔體。在這樣的實施例中，整個或部分天線104被設計為以最佳地擬合特定目標組織或腔體的特定尺寸和/或形狀而展開。在此公開的任何天線104可以位於或不位於同軸電纜102末端區域的平面中。例如，在圖IA中，消融裝置100可預成形為使得天線104位於同軸電纜102末端區域的平面中。在一個可替換實施例中，天線104的方向與同軸電纜102末端區域的平面呈一角度。例如，天線104的方向與同軸電纜102末端區域的平面呈在大約20度至大約90度範圍內的角度。天線104相對於同軸電纜102末端區域或消融裝置100的軸的方向的方向可相對不變或可由使用者調整。在一個這樣的實施例中，消融裝置100設有偏轉或操縱機構，以可控地改變天線104相對於同軸電纜102末端區域或消融裝置100的軸的方向。在此處公開的任何裝置中，可使用用於傳遞微波的替換元件來替代同軸電纜102。 這樣的用於傳遞微波的替換元件的實例包括但不限于波導、微帶線、帶狀線、共面波導和矩形同軸傳輸線(rectax)。在這樣的實施例中，成形元件114可電連接到傳輸線的屏蔽元件的一部分。在同軸電纜中，屏蔽元件為外導體。對於帶狀線，其中屏蔽元件為兩個接地平面的組合，成形元件114可以與兩個接地平面的組合電連接。對於中空金屬波導，其中屏蔽元件為電傳導壁，成形元件114可以與該電傳導壁電連接。此處公開的任何裝置可包括阻抗和/或溫度測量模式。在一個實施例中，此處公開的裝置包括放射線測量溫度傳感模式。該放射線測量溫度傳感模式可用於無創地測量組織表面或較深區域的溫度。這又能用於獲得關於由裝置傳遞的能量效力的實時反饋。此處描述的一個或更多個元件可包含一個或更多個額外的治療模式。這些額外的治療模式的實例包括但不限於包含射頻消融電極的射頻電極、加熱元件、冷療元件、發射雷射和其他放射物的元件、引入一種或更多種流體的元件等。例如，外環112和/或中心環 114可包括多個射頻消融電極。這樣的射頻消融電極使在此公開的裝置能夠與例如射頻消融的其它模式結合使用。在此描述的一個或更多個元件可包括一個或更多個額外的診斷模式。這樣的診斷模式的實例包括但不限於溫度傳感器、阻抗傳感器、電生理學信號傳感器、 可視化元件等。例如，外環112和/或中心環114可包括多個溫度傳感器。除了子宮內膜消融之外，在此公開的裝置和方法可用於治療肝臟腫瘤的肝臟消融、用於治療皺紋的皮膚消融、用於治療心房顫動、室性心動過速、心動過緩和其它心率失常的心臟組織消融。在此公開的裝置和方法可用於較深加熱，以引起組織收縮而用於治療例如大便失禁、GERD、尿失禁等症狀。這樣的較深加熱可在管腔或其它體腔內實現。可設計天線104的各種另外的實施例，其中輻射元件為直的或彎曲的或彎折的或預成形的單極天線。在此討論了本發明的若干實例或實施例，但是在不脫離本發明的預期精神和範圍的情況下，可對這些實例和實施例進行各種修改、增加和刪除。因此，一個方法或裝置實施例中的任何元件、組件、方法步驟或特性可結合於或用於另一個方法或裝置實施例，除非這樣做會導致獲得的方法或裝置實施例不適合其預期用途。如果方法的不同步驟以特定的順序被公開，這些不同的步驟可以任何其他順序實現，除非這樣做會導致該方法實施例不適合其預期用途。所記載的實例或實施例的各種合理的修改、增加和刪除可被視為是所記載的實例或實施例的等同替換。相關申請的交叉引用本申請是2008年11月10日提交的61/113，189號、名稱為「月經過多治療系統」; 2008年11月10日提交的61/113，192號、名稱為「用於治療組織平面區域的系統」;2008年 11月10日提交的61/113，194號、名稱為「用於婦科介入的系統」；2009年3月20日提交的61/162，241號、名稱為「用於將能量應用於身體組織的方法和裝置」；2009年3月20日提交的61/162，244號、名稱為「用於子宮和其它軟組織消融的消融方法和裝置」；以及2009 年7月1日提交的61/222，409號、名稱為「用於在身體上或者之內定位醫療元件的可操縱醫療系統」的美國非臨時專利申請。所述每個申請通過引用方式全部併入於此。
權利要求
1.一種用於將微波能量應用到組織腔內的表面的醫療裝置，所述裝置包括傳輸線；和電耦合至所述傳輸線並且可在第一未展開結構和第二展開結構之間移動的柔性天線， 所述天線包括在處於展開結構時以第一平面輪廓設置的細長的第一導體，其中在展開結構中，所述天線被配置為產生體積式微波場，其中根據所述組織腔選擇所述第一導體的第一平面輪廓，以產生適於所述組織腔尺寸的微波場，使得不需要重新定位而由所述微波場在單次激發中將能量應用到所述組織腔的基本整個表面。
2.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述天線還包括電耦合至所述傳輸線的屏蔽元件的第二導體，其中所述第二導體包括第二平面輪廓，其被配置為將微波能量應用到所述第一導體時，使得所述第二導體改變所述第一導體的輸出，以產生所述體積式微波場。
3.如權利要求2所述的醫療裝置，其中，所述第二導體包括一系列圓形邊緣。
4.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，成形第一平面輪廓以產生所述體積式微波場， 從而將能量應用於子宮腔。
5.如權利要求4所述的醫療裝置，其中，所述天線的展開結構大體上近似於所述子宮腔的形狀。
6.如權利要求4所述的醫療裝置，其中，所述天線被配置為產生所述體積式微波場以消融子宮內膜，使得所述子宮內膜上的損傷在所述子宮腔的中心處較深而在宮角區域較淺並且在子宮下區域較淺。
7.如權利要求4所述的醫療裝置，其中，所述天線足夠柔軟，使得所述天線不改變子宮腔的自然形狀。
8.如權利要求4所述的醫療裝置，其中，在所述第二展開結構中，所述天線的長度大於所述子宮腔長度的一半。
9.如權利要求4所述的醫療裝置，其中，在所述第二展開結構中，所述天線的長度至少為所述子宮腔長度的四分之三。
10.如權利要求4所述的醫療裝置，其中，在所述第二展開結構中，所述天線的寬度大於所述子宮腔闊度或寬度的一半。
11.如權利要求4所述的醫療裝置，其中，在所述第二展開結構中，所述天線的寬度至少為所述子宮腔闊度或寬度的四分之三。
12.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述傳輸線為同軸電纜，其包括內導體、外導體和在所述內導體和外導體之間的電介質材料。
13.如權利要求12所述的醫療裝置，其中，所述天線的第一導體連接至所述同軸電纜的內導體。
14.如權利要求12所述的醫療裝置，其中，所述天線的第二導體連接至所述同軸電纜的外導體。
15.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述第一導體包括一系列圓形邊緣。
16.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述傳輸線的直徑小於4mm。
17.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述傳輸線為柔性的，以在插入過程中適應解剖體的形狀而不明顯扭曲通道的形狀。
18.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，在所述第二展開結構中，所述天線的末端區域大體上寬於所述天線的近端區域。
19.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述天線在子宮腔內展開之後，所述天線的形狀可由使用者改變。
20.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述天線包括具有形狀記憶性能的組件。
21.如權利要求1所述的醫療裝置，還包括輸送護套，其中所述天線可通過所述輸送護套滑動地推進。
22.如權利要求21所述的醫療裝置，還包括耦合至所述輸送護套的冷卻源。
23.如權利要求21所述的醫療裝置，還包括耦合至所述輸送護套的真空源。
24.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述第一導體整體由一種或更多種電介質材料覆蓋。
25.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述第一導體與周圍組織電絕緣。
26.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述天線輻射具有位於一個ISM頻帶內的頻率的微波能量，所述ISM頻帶選自由0.915GHz ISM頻帶、0. 433GHz ISM頻帶、2. 45GHz ISM 頻帶和5. 8GHzISM頻帶構成的組。
27.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述第一導體的總長度為由所述裝置傳遞的微波能量的有效波長的四分之一或者四分之三中的一個。
28.如權利要求1所述的醫療裝置，其中，所述裝置連接至發生器，其中所述發生器能夠隨時間改變功率傳遞的大小。
29.一種將能量傳遞到組織中腔體的表面的方法，所述方法包括將微波消融裝置插入腔體內，所述微波消融裝置包括傳輸線和微波天線，其中所述微波天線包括第一平面導體和平面成形元件；和將能量應用到微波消融裝置，其中在應用能量的過程中，所述平面成形元件改變所述平面導體的能量輸出，以產生體積式微波場，從而將能量傳遞到所述腔體的基本整個表面。
30.如權利要求29所述的方法，其中，至少所述第一平面導體的輪廓是基於所述腔體的形狀而選擇的。
31.如權利要求30所述的方法，其中，至少所述平面成形元件的輪廓是基於所述腔體的形狀而選擇的。
32.如權利要求29所述的方法，其中，所述腔體包括子宮腔，且其中至少所述第一平面導體的輪廓是基於所述腔體的形狀而選擇。
33.如權利要求29所述的方法，其中，插入所述微波消融裝置包括將所述微波消融裝置放置在子宮腔內，使得所述天線的平面大體上平行於所述子宮腔的平面。
34.如權利要求29所述的方法，其中，應用能量包括在所述腔體內產生所述體積式微波場，從而向所述腔體提供有效治療量的能量，而不需要重新定位所述微波天線。
35.如權利要求29所述的方法，其中，所述天線被配置為產生大體上類似於子宮內膜形狀的體積式微波場。
36.如權利要求29所述的方法，其中，將所述微波天線插入所述腔體內還包括將輸送護套推進所述腔體內並通過所述輸送護套展開所述微波天線。
37.如權利要求29所述的方法，還包括通過所述輸送護套應用冷卻液，以冷卻所述腔體的表面。
38.如權利要求29所述的方法，其中，使用所述體積式微波場用來消融子宮內膜，使得由此產生的子宮內膜消融在子宮腔的中心處較深而在宮角區域較淺並且在子宮下區域較淺。
39.如權利要求29所述的方法，其中，當將所述微波天線插入所述腔體內時，所述微波天線大體上適應所述腔體。
40.如權利要求29所述的方法，還包括應用吸力以收縮所述腔體。
41.如權利要求40所述的方法，還包括流動地密封所述腔體的開口，以輔助收縮所述腔體。
42.如權利要求29所述的方法，其中，將能量應用到所述微波消融裝置包括在整個治療周期的持續期間，改變由所述微波消融裝置傳遞的功率。
全文摘要
公開了用於使用微波能量來治療組織的裝置和方法。這樣的裝置和方法通過產生一個或多個面狀或塊狀損傷能夠治療腔或表面組織。還公開了柔性的低輪廓裝置，該裝置能夠無創或微創地插入到目標組織附近或內部。還公開了微波天線，該微波天線被設計為在單次消融中產生能夠消融大面積或大體積目標組織的消融輪廓。所述裝置包括天線，其中由天線產生的場輪廓被調整和優化用於特定的臨床應用。所述天線利用微波的獨特性能(例如微波場與金屬物體的相互作用)以及額外的成形元件來成形微波場。
文檔編號A61B18/18GK102256560SQ200980151261
公開日2011年11月23日 申請日期2009年10月21日 優先權日2008年11月10日
發明者克拉倫斯·埃蒙斯, 卡坦·紹夫, 進耀·朱, 迪內希·I·莫迪, 阿姆裡希·賈亞普拉卡什·沃克 申請人:微立方有限責任公司