用于向身体组织供给热的装置

摘要

一种用于向身体组织供给热的装置，包括加热部件(26)和可插入身体组织的第一温度换能器(20)，该加热部件(26)经由可插入体腔中的治疗用导管(10)与控制单元(42)所管理的能量供给单元(27)连接，并且所述第一温度换能器(20)可操作地连接至控制单元(42)。控制单元(42)可操作地与存储器部件(52)连接，其中存储器部件(52)用于存储作为细胞温度的函数的与细胞存活相对应的数据。输入/输出部件(45)可操作地连接至控制单元(42)以输入诸如要供给达到组织细胞死亡的程度的热的身体组织的期望体积/重量等的数据，并且控制单元(42)可操作地连接至计算部件，计算部件用于确定在离加热部件(26)特定距离处的组织中的作为温度和时间的函数的细胞已死亡的身体组织的体积和重量。

权利要求

1.一种用于向身体组织供给热的装置，所述装置包括：导管(10)，其具有能够插入到人的膀胱中的尖端(12)，并且用于支承加热部件(26)；以及细长载体(22)，其支承间隔开的第一温度换能器(20)、第二温度换能器(30)和第三温度换能器(34)，所述细长载体(22)能够在所述加热部件(26)附近从所述导管延伸到身体组织中，其特征在于，控制单元(42)可操作地连接至存储器部件(52)，并且还可操作地连接至所述第一温度换能器(20)、所述第二温度换能器(30)和所述第三温度换能器(34)，其中所述存储器部件(52)用于存储作为细胞温度和时间的函数的与细胞存活相对应的加热数据，所述控制单元(42)被配置为从所述第一温度换能器(20)、所述第二温度换能器(30)和所述第三温度换能器(34)获得第一组温度数据，以及所述控制单元被配置为指示所述第一温度换能器、所述第二温度换能器和/或所述第三温度换能器的温度之间的差；

所述控制单元(42)被配置为能够执行用于确定何时终止向所述加热部件(26)供给能量的不同的两个自动方法；以及所述控制单元(42)被配置为基于所述第一温度换能器(20)和所述第二温度换能器(30)的同时间的温度值之间的差、或者替代地基于所述第三温度换能器(34)和所述第二温度换能器(30)的同时间的温度值之间的差、或者基于这些差的组合，来进行自动方法的选择。

2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，

所述控制单元(42)可操作地连接至用于存储第二组温度数据的所述存储器部件(52)，并且将所述第一组温度数据与所述第二组温度数据进行比较，其中所述第二组温度数据与身体组织中的离所述导管不同距离的位置处的估计温度变化相对应。

3.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，

存储并显示所述第一温度换能器(20)和所述第二温度换能器(30)的同时间的温度值之间的差。

4.根据权利要求3所述的装置，其特征在于，

存储并显示所述第三温度换能器(34)和所述第二温度换能器(30)的同时间的温度值之间的差。

5.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，

所述控制单元(42)可操作地连接至时间测量部件，所述时间测量部件用于连续地确定位于离所述导管(10)特定距离的位置处的组织达到了特定温度的时间点。

6.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，

所述存储器部件(52)被设计成存储来自特定身体组织的与该组织的散热能力有关的耗散数据。

7.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，

所述第一温度换能器(20)被设计成穿透并且插入到要被供热的组织中。

8.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，

所述第二温度换能器(30)设置在所述加热部件(26)的附近，以测量靠近治疗用的所述导管(10)的组织的温度。

9.根据权利要求8所述的装置，其特征在于，

所述第三温度换能器(34)被设计成穿透并且插入到要被供热的组织中并且在所述第一温度换能器(20)和所述第二温度换能器(30)之间相对于治疗用的所述导管(10)相距一定距离。

10.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，

所述加热部件(26)是用于加热周围组织的微波天线。

11.根据权利要求3所述的装置，其特征在于，

所述控制单元(42)可操作地连接至显示单元(48)，其中所述显示单元(48)用于呈现治疗中的组织的不同部位的温度，以及所述控制单元(42)被配置为通过基于在所述第一温度换能器(20)插入的组织中组织温度随时间如何变化而进行的计算、并且基于来自所述第一温度换能器(20)的信号，来确定要呈现的温度。

12.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，用于确定何时终止向所述加热部件(26)供给能量的一个自动方法是基于根据所测量到的温度和从开始向所述加热部件(26)供给能量起的持续时间而对细胞死亡量的估计。

13.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，用于确定何时终止向所述加热部件(26)供给能量的一个自动方法是基于从开始向所述加热部件(26)供给能量起供给至所述加热部件(26)的能量的大小。

14.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，用于确定何时终止向所述加热部件(26)供给能量的所述两个自动方法分别是基于根据所测量到的温度和从开始向所述加热部件(26)供给能量起的持续时间而对细胞死亡量的估计的自动方法以及基于从开始向所述加热部件(26)供给能量起供给至所述加热部件(26)的能量的大小的自动方法。

15.根据权利要求12、13和14中任一项所述的装置，其特征在于，所述控制单元(42)被配置为选择使用不同的所述两个自动方法中的哪一个自动方法来确定何时终止向所述加热部件(26)供给能量。

16.根据权利要求1所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，还包括所述控制单元(42)，所述控制单元(42)被配置为借助于等式2所支持的等式1来计算被破坏组织的量，其中-3 -

等式1为 其中：ρ(rho)(kg m )是组织的密度，c(J kg

1K-1)是组织的比热容，T(℃)是时间t(秒)处的组织的温度，λ(W m-1K-1)是组织中的热传导，Δ是拉普拉斯算子， 是组织的灌注(m3kg-1s-1)，ρb(kg m-3)是血液的密度，cb(J kg-1K-1)是血液的比热容，Ta是动脉温度(℃)，Qs(W m-3)是作为微波吸收的结果的热生成，并且Qm(W m-3)是通过代谢的热生成；以及等式2为 其中：Ω(omega)是治疗时间t内的累积损伤

的程度，A是阿伦尼乌斯常数(3.11098s-1)，Ea是细胞的活化能量(6.3105J mol-1)，R(J mol-

1K-1)是普适气体常量，并且T(K)是组织的绝对温度。

17.根据权利要求1所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，还包括定向仪(23)，所述定向仪(23)用于感测所述导管的定向。

18.根据权利要求17所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，所述定向仪(23)感测所述导管相对于绝对基准的定向。

19.根据权利要求17或18所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，所述定向仪(23)被实现为3轴加速度计和/或3轴陀螺仪。

20.根据权利要求17或18所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，所述定向仪(23)使用延伸穿过所述导管的细线来连接至指示器或显示器。

21.根据权利要求17或18所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，所述定向仪(23)被配置成：所述定向仪(23)的基准方向是零、或者相对于所述导管的针对探测器或载体(22)的开口具有已知偏移值。

22.根据权利要求17或18所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，所述定向仪(23)可操作地连接至所述控制单元(42)。

23.根据权利要求22所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，所述控制单元(42)被配置为基于来自所述定向仪(23)的输入来计算控制信号并且将所述控制信号发送至能量供给单元(27)，其中所述能量供给单元(27)用于向所述加热部件供给能量以使得所述加热部件(26)开始发射用于加热组织的能量。

24.根据权利要求18所述的用于向身体组织供给热的装置，其特征在于，所述绝对基准为重力。

说明书

用于向身体组织供给热的装置

技术领域

[0001] 本发明涉及用于对活人或动物体的组织进行热治疗的装置和方法。对于组织中的由涉及非自然生长的疾病引起的某些种类的病症，利用热的治疗在治疗之后得到良好效果。组织被加热到该组织死亡的程度。这种疾病病症的示例是某些类型的癌症和良性前列腺增生症即BPH。通过治疗，组织的某些部位被加热，使得发生该组织的死亡，而该组织的其它部位必须或应当得到保护。主要关注于此的疾病的病症是在身体内的空腔周围的组织中发生的病症。作为示例，除上述病症外，还可以提及食道癌、气管癌、尿道癌和肠癌。

[0002] 疾病的相应病症也可以发生在动物中，其中在动物中，可以应用相似的治疗。其中，针对例如狗等的家养动物的治疗将最值得关注。

背景技术

[0003] 为了产生热，可以采用不同的装置。通常使用激光、微波和射频天线。还已知有使用将含有液体的容器插入体腔内的方法。该液体使容器膨胀，由此实现与周围组织的良好接触。然后，通过经由循环系统供给温热液体、或者通过向容器内的加热装置供给能量(热从该加热装置以某种方式传递至液体、然后传递至组织)，来加热该液体。

[0004] 由于会被治疗的组织的体积以及该组织中的吸收热的能力和不会被治疗的邻近组织会发生改变，因此在治疗期间发生连续监测是适当的。在治疗进行时，发生组织的加热。该加热应当在特定温度范围内发生，以实现治疗的最佳效果。在温度过高的情况下，在组织中发生不必要的大的损伤，并且在温度过低的情况下，不会发生期望的治疗效果。

[0005] 通常用于加热的装置包括某种形式的温度传感器，其中该温度传感器排列在感应加热的元件上以检测邻近组织中的温度。该设计的缺点是，温度传感器所提供的信息在更大程度上与元件的温度有关而不是与组织的温度有关。

[0006] 在EP0 370 890中示出并描述了这种加热装置的示例。该装置包括包含在微波天线中的导管，其中该导管被实现为向该天线周围的组织发射无线电能量。该导管还配备有用于使位于离该导管最近的组织冷却的冷却通道。在该导管中，设置有用于读取该导管的温度的温度换能器。因而，所检测到的温度与正被治疗的组织的温度不一致。

[0007] 在PCT/SE96/00649中示出并描述了更先进的温度检测的方法。为了能够将温度的上升直接登记在要治疗的组织中，根据PCT/SE96/00649的第一温度检测仪器与第一温度换能器载体相连接。该载体被引导穿过导管中的通道，并且被设计成穿过导管中的开口可延伸。在导管的开口中，载体所用的机械引导件以该载体相对于导管的纵向轴线按期望角度被引导到组织中的方式被适当对准。载体携载间隔开的三个温度换能器。利用上述的微波装置所执行的治疗经常被称为TUMT(Trans Urethral Microwave Thermotherapy，经尿道微波热疗)。

[0008] 载体或温度检测仪器配备有便于穿透到组织内的尖端。传统上，温度检测仪器可被实现为电阻式换能器或半导体。经由导管中的通道来进行这种换能器所需的布线。如果使用光学型的换能器，则穿过导管中的通道而设置光纤引导件。

[0009] 根据上述的装置并且根据其它已知技术，主治医师通常确定治疗的持续时间和温度。尽管有可能进行连续的温度检测，但可能存在与温度换能器载体的定位的问题以及由此导致的温度换能器自身的定位有关的问题。

发明内容

[0010] 本发明的目的是提供用于向身体组织供给热的装置，由此基本上消除了上述缺点。根据本发明，该目的由权利要求书中的方案1～10中所指示的特征来实现。

[0011] 根据本发明，还存在预先以不同的方式调整热的供给并且更好地预测效果的可能性。使用根据本发明的装置，以在经受能量或热源时，基于来自某些前列腺内测量点的温度信息、以及基于与所关注的身体组织中的能量吸收的分布有关的信息，来计算整个前列腺中的温度分布。该温度分布是基于组织中的温度与所吸收的能量、组织血流(即，灌注)和热传导之间的关系所确定的。通过连续地测量温度和施加热的时间，并且通过与关于经历热暴露的细胞的存活的理论和/或实验信息有关地连续地监测温度分布，来确定该暴露期间在某些时间点处被破坏的组织的量。

[0012] 在优选实施例中，以图形方式和/或借助于显示器上的文本来连续地呈现温度分布和被破坏组织量，使得可以不断地向主治医师通知当前病症。向组织供给热，直到该组织的一部分已被破坏为止。可以调整该部分的大小。通过以下的说明书、附图和所附的权利要求书，可以明白本发明的更多优点和特征。

附图说明

[0013] 现在将参考附图借助于实施例的示例来更详细地说明本发明，其中这些附图例示实施例，并和说明书一起用来解释方法和系统的原理。在附图中：

[0014] 图1是沿着处于仰卧位的患者的正中矢状面的右侧截面图，其中该图示出前列腺、膀胱的一部分和治疗用导管；

[0015] 图2是从图1中的线II-II所截取的截面图；

[0016] 图3是从图1的导管的线III-III所截取的放大截面图；

[0017] 图4a、4b和4c是示出不同的治疗情况期间来自不同的换能器的温度曲线的图；

[0018] 图5是示出时间温度连接相对于组织的死亡的图；以及

[0019] 图6是示意性示出具有根据本发明的治疗用导管10的治疗组件41中可以包括的不同功能块的框图。

具体实施方式

[0020] 根据图1，将良性前列腺增生症(BPH)的治疗用导管10插入尿道，使得导管10的尖端12已穿透到膀胱14中。与治疗用导管10相连接的球囊16在膀胱14内膨胀，并且防止在以下所述的手术期间治疗用导管10被无意中撤回。因而，治疗用导管10的作用部分(即，向周围组织提供能量的部分)以位于要治疗的组织(在这种情况下为前列腺18)的中央的方式配置在导管的长度内。治疗用导管10具有延展性和柔韧性，以穿过尿道被引入到治疗部位，而且具有扭转刚性，以便于适当地放置参见以下的温度探测器。导管10的作用部分设置有加热部件26，其中该加热部件26能够加热身体组织，以在导管的作用部分周围的组织体积(被治疗区域、治疗区域)内实现细胞死亡。在各种实施例中，加热部件26包括配置在导管10内的微波天线(参见图3)。加热所用的能量由能量供给单元27(参见图6)提供。治疗期间所使用的能量供给单元27以及其它部件和单元由控制单元42(参见图6)并且通过以下的相应说明来控制。

[0021] 为了能够在热治疗期间跟随组织中的温度发展，在还已知为探测器22的载体22上配置第一温度换能器20。载体22被设计成穿过通道或管道24(参考图3)前进，其中该通道或管道24至少从意图保持在患者身体外的基端穿过治疗用导管而行进至如下位置：在该位置处，管道设置有用以使探测器离开导管并进入周围组织内的部件。载体22的温度换能器20或者载体22优选设置有或优选被设置为可以部分地穿过治疗用导管10的膜或壁并且部分地穿过组织的尖端。意图被穿透的膜或壁优选被配置成靠近导管10的作用部分。膜具有使导管保持密封直到探测器进入组织内为止这一优点。管道24被实现成：具有温度换能器20的载体22以适当角度从治疗用导管离开，并且可以延伸到离治疗用导管具有适当径向距离的位置处。还可以在管道24的末端部分中设置具有特殊角度的仪器，以实现载体22和温度换能器20的期望角度调整。

[0022] 治疗用导管10的载体22还可以设置有被配置成与该载体的尖端相距第一距离的第二温度换能器30。选择第一距离，使得在载体前进到令治疗医师满意的程度时，第二温度换能器恰好位于导管的外侧。如此从第二温度换能器30获得与治疗用导管10附近的温度有关的信息。在图1～3所示的实施例中，根据本发明的装置还设置有第三温度换能器34。第三温度换能器34优选也位于载体22上的第一温度换能器20和第二温度换能器30之间，使得可以在离治疗用导管10具有指定距离的位置处连续地确定温度。

[0023] 在治疗用导管中还包括液体通道28。在治疗用导管就位时，液体通道28通向球囊16，并且液体可被引导穿过液体通道28以实现球囊16的膨胀。液体通道28还用于在治疗结束时并且在将治疗用导管从尿道撤回之前，使球囊16变空。优选使用传统的注射器或类似物来插入液体并且使球囊16变空。

[0024] 作为向加热部件26供给能量所利用的馈电线缆32内的能量损失的结果的副作用是该馈电线缆也变热。为了避免治疗区域(例如，前列腺外侧包围尿道的括约肌)外的组织被损伤，使馈电线缆32冷却。这通过在治疗用导管10中(优选在馈电线缆32周围)设置冷却通道(未示出)来进行。在根据本发明的实施例中，冷却通道具有在冷却通道中循环的冷却液体返回的限制壁。以这种方式，避免了加热部件26自身的冷却，而这意味着需要从能量供给单元27供给的功率可以较少。在功率水平较低的情况下，降低了对健康组织造成损伤的风险。

[0025] 在90～150℃范围内的高温下，组织还发生硬化并且形成痂皮。痂皮可以防止或减轻在前列腺与治疗相关地发生肿胀的情况下可能发生的问题。在治疗期间，在离导管10最近的组织中达到高温，并且在治疗区域经过前列腺的尿道的部分受到很大程度的影响并且损伤。然而，该部分尿道能相对较快地恢复。

[0026] 在优选实施例中，加热部件26包括微波天线。由于在治疗区域中尿道被导管10完全填充并且没有剩余空闲空间，因此微波天线相对于组织的配合也将非常好。天线和组织之间的阻抗的调整也非常好，从而简化了天线和能量供给单元的尺寸要求并且便于进行微波功率的设置。

[0027] 在治疗完成时，向加热部件26的能量供给终止。只要治疗用导管的任何部分具有使得随着该导管通过身体而可能发生损伤的温度，移除该导管都是不适当的。维持冷却水供给，并且在判断为可以无风险地移除导管的情况下，首先使载体或探测器22缩回到导管中，然后可以将导管从患者移除。

[0028] 在涉及前列腺或膀胱的治疗、即将具有圆形尖端的导管10引入膀胱14中的情况下，经由导管10中所设置的引流通道36可以进行尿液以及可能的来自膀胱的其它液体的引流。引流通道贯穿导管10的全长，并且以导管10的尖端附近的开口38结束。对于某些类型的治疗，在治疗之后的特定时间内使导管10停留于适当位置，这可以是适当的。引流通道的功能是即使在该时间内也对膀胱进行引流。

[0029] 导管10的转动定向对于沿有利的方向延伸并定位载体22而言很重要。在导管10上配置用于获得与导管10的当前定向有关的信息的定向仪23。适当地，在导管的外表面上设置有沿导管的纵向方向延伸的可视标记，以向治疗医师示出载体或探测器22将沿哪个方向部署。该标记将连同导管的扭转刚性一起向医师提供信息。然而，由于扭转刚性的影响取决于导管材料和导管的长度，因此在探测器22的估计位置和实际位置之间可能存在差异。这方面的改进是设置定向仪23，其中优选定向仪23感测导管的相对于诸如重力等的绝对基准的定向。定向仪23可被实现为3轴加速度计和/或3轴陀螺仪。优选地，定向仪使用穿过导管而延伸的细线连接至指示器或显示器。定向仪被配置成：该定向仪的基准方向是零，或者相对于导管的针对探测器或载体22的开口具有已知偏移值。

[0030] 被治疗的且死亡的组织被重吸收或者丢弃并随着尿液一起排出。由移除组织引起的前列腺中的空腔确保了尿液的不定型的正确通过。该空腔首先具有与治疗期间被加热最多的体积相对应的形状。

[0031] 如图2所示，载体22从导管10完全延伸出，以定位所述第一温度换能器20、所述第二温度换能器30和所述第三温度换能器34，从而测量治疗期间的温度发展。探测器或载体22优选应在以横切于尿道前列腺部的平面中以b所示的角度延伸。在患者仰卧的情况下，该平面通常平行于重力的方向。按该角度b，所有这三个温度换能器均正确地定位在前列腺组织中。角度b优选采用30～60度的间隔或者采用210～240度的间隔。来自所有的温度换能器的温度信息将提供正确评价治疗过程的依据。正确定位的具有温度换能器的探测器或载体
22将给出如在图4b中利用实线所示的一组温度曲线。导管10延伸到尿道40内。

[0032] 可能出现的一个困难是：如图2所示的探测器或载体22的角度a(约30度)和c(约180度)这两者将产生可能会使治疗医师(在他或她并不知晓实际角度是否是类型“a”、“b”和“c”其中之一的情况下)感到困惑的温度读数，因而可能导致前列腺组织和前列腺周围的其它身体组织被不期望地加热。现在转向图4a、4b和4c，其中图4a、4b和4c是示出不同的治疗情况期间来自不同的换能器的温度曲线的图。更具体地，在角度c的情况下，对于尖端(T)、中部(M)和基部(B)的温度换能器曲线，温度轮廓将几乎相同，如在图4c中利用曲线Tc、Mc和Bc所示。如果角度小(如表示为“a”)，则尖端(T)的温度轮廓将最低，并且基部(B)的温度轮廓将最高，即所聚合的温度轮廓将与所期望的温度轮廓相反，参见图4a的温度曲线Ba、Ma和Ta。其原因是该区域中的解剖条件。尿道的曲度导致这种影响。尿道向着身体的前侧/腹侧呈凹形弯曲，并且向着身体的后侧呈凸形弯曲。由于尿道越接近膀胱越向着腹侧或“向上”弯曲，因此温度探测器22的尖端将到达从离球囊最近的平面所观看到的约3点钟位置。
温度探测器通常是从球囊下方的约30mm处的导管进行部署的。在温度探测器22在12点钟位置离开的情况下，尿道的曲度将使尖端20以靠近尿道而结束，并且使T、M和B的温度曲线大致相同。另一方面，作为代替，如果温度探测器22在约6点钟位置(按角度“a”)离开，则温度探测器22的尖端将在离尿道具有更远距离的位置处(甚至在微波的范围以外)结束，这将导致来自尖端(T)温度换能器20的温度曲线最低、即最冷。参见图4a的曲线Ta。

[0033] 因此，在可能的情况下，应当避免角度“a”和“c”。图4a、4b和4c的温度曲线示出温度随着温度探测器/载体22的这些角度设置将如何发展。以下参考这些附图来陈述这些温度曲线的一些进一步说明。

[0034] 注意，如以上所定义的横切平面的角度b不应与导管的纵向方向和载体22或探测器22的延伸到导管10外的部分之间的角度α(alpha)混淆。针对探测器22的开口沿产生优选约为45度的角度α的固定方向引导该探测器。

[0035] 图3的截面图示出从图1中的线III-III所截取的导管10。四个翼44在中央芯和外壁46之间呈放射状延伸以提供稳定性。馈电线缆32穿过中央芯中的空腔而延伸，并且加热部件26配置在该空腔中。液体通道28穿过在两个翼44和外壁46之间形成的第一空腔而延伸，并且引流通道36穿过在两个翼44和外壁46之间形成的第二空腔而延伸。这些空腔可用于使冷却液体穿过导管10进行循环。

[0036] 管道24穿过在两个翼44和外壁46之间形成的第三空腔而延伸。载体22的具有第二温度换能器30的部分穿过导管10的外壁46中的开口而延伸出。如以上所公开的，外壁中的开口最初可以被可穿透膜覆盖。在各种实施例中，引流通道36、液体通道28和管道24的不同组合配置在其它空腔中。

[0037] 在加热部件26启动并且向周围组织产生热的情况下，温度将升高。导管10的正确定位和定向将使得支承所述第一温度换能器20、所述第二温度换能器30和所述第三温度换能器34的载体22在周围组织中产生期望的温度升高。在这种正确定位情况期间，在图4b中，曲线T(尖端)表示从第一温度换能器20获得的温度，曲线B(基部)表示从第二温度换能器30获得的温度，并且曲线M(中部)表示从第三温度换能器34获得的温度。各位置的相对于期望温度发展的一些变化是正常的并且利用更宽的灰色线来表示。

[0038] 然而，如果导管10从如图2所示的正确定向“b”起沿任意方向转动，则如图4a和4c所示，温度换能器所测量到的实际温度将形成其它曲线、或者形成位置相对于彼此发生交换的曲线。如果实际温度曲线相对于预期曲线偏离到如利用更宽的灰色线所定义的正常变化外，则将利用控制单元42经由显示单元48给出指示。在这种指示的情况下，治疗可以自动中断、或者通过负责人员所进行的手动步骤来中断。还可以继续进行治疗，直到如利用控制单元42所指示的、已将特定总量的能量供给至加热部件26为止。

[0039] 组织的不同部位中的诸如血液供给等的不同条件将会对温度发展产生影响。然而，如果治疗时间段tT之后的温度偏离得超过容许间隔内的温度，则给出错误或可能错误的指示。

[0040] 图5的图示出与时间t(分钟)和温度T(摄氏度)有关的细胞杀死或细胞破坏。利用D示出的细胞破坏的区域表示将导致细胞死亡的时间和温度的组合。治疗的目的是到达前列腺组织的位于加热部件26周围的区域D。可以看出，在接近40摄氏度的较低温度的情况下，尽管暴露时间长，但不会发生细胞死亡。在60摄氏度以上的温度的情况下，仅数分钟之后就将发生细胞死亡。

[0041] 图6的框图示意性示出具有根据本发明的治疗用导管10的治疗组件41中可以包括的不同功能块。如以上所示，从能量供给单元27向加热部件26供给能量。中央控制单元42可操作地连接至能量供给单元27和输入/输出部件45。诸如显示单元48和键盘43等的外部单元可操作地连接至所述输入/输出部件45。控制单元42、键盘43和显示单元48还可以包括在具有监视器和键盘的传统计算机中。

[0042] 全部由载体22支承的所述第一温度换能器20、所述第二温度换能器30和所述第三温度换能器34可操作地连接至换能器接口50。在所述换能器接口50中接收来自所述温度换能器的温度数据。可以在所述控制单元42或者可操作地连接至所述控制单元42的所述换能器接口50中进行计算、比较和控制步骤。存储器或存储器单元52可操作地连接至换能器接口50、所述输入/输出部件45和所述能量供给单元27，以保持并存储与温度、治疗过程和生理条件有关的数据。在各种实施例中，定向仪23连接至换能器接口，以将与导管10的转动角度有关的信息中继至显示单元48。与这种转动角度有关的信息还可被传送至控制单元42，以用作用于计算针对能量供给单元27的控制信号的进一步依据。

[0043] 对于利用TUMT和类似治疗方法的治疗，通过三个不同的处理来最大程度地确定组织的温度：i)通过吸收微波能量或其它源的辐射能量所实现的热生成；ii)作为组织中的热传导的结果的热分布；以及iii)作为血液流动的结果的热损失(组织灌注)。参数i)由当前正使用的治疗用导管来确定，ii)是可以计算出的，而iii)取决于患者并且是未知的。通过针对生物热的已知等式来给出如下关系：

[0044]

[0045] 其中：ρ(rho)(kg m-3)是前列腺的密度，c(J kg-1K-1)是前列腺的比热容，T(℃)是时间t(秒)处的前列腺的温度，λ(W m-1K-1)是前列腺中的热传导，Δ是拉普拉斯算子， 是组织的灌注(m3kg-1s-1)，ρb(kg m-3)是血液的密度，cb(J kg-1K-1)是血液的比热容，Ta是动脉温度(℃)，Qs(W m-3)是作为微波吸收的结果的热生成，并且Qm(W m-3)是通过代谢的热生成。

[0046] 在热治疗的情况下，代谢项Qm可被忽略。前列腺组织的热特性是已根据该前列腺组织的含水量(假定为80％)所计算出的。该等式或相应数据可以存储在存储器单元52中，使得可以在施加热期间连续地对该等式求解。

[0047] 由于可以假定微波吸收在径向定向中是对称的，因此将圆柱几何形状用于等式1的数值解。将有限差分技术用于该解。等式1中的微波吸收项Qs是利用特定治疗用导管10中的比吸收率(SAR,W/kg)来确定的。用以确定比吸收率的实用方式是：将例如由已知为TX-150的材料制成的TUMT导管放置在类组织体中，并且在利用50W的微波输出加热60秒之后测量该类组织体中的温度分布。在British Journal of Urology(英国泌尿学期刊)78(1996)的第564～572页中详细描述了用以测量比吸收率SAR的一个方式。

[0048] 在存储器单元52中，例如以适当的等式、数据表或类似物的形式来存储与治疗的不同持续时间内的不同细胞温度的细胞存活有关的已知数据。存储器单元52适当地被配置成：在收集到新的治疗效果时，补充并且在需要的情况下校正所存储的数据。根据以下，可以通过阿伦尼乌斯(Arrhenius)方程式来以数学方式描述治疗所引起的组织损伤：

[0049]

[0050] 其中：Ω(omega)是治疗时间t内的累积损伤的程度，A是阿伦尼乌斯常数(3.11098s-1)，Ea是细胞的活化能量(6.3105J mol-1)，R(J mol-1K-1)是普适气体常量，并且T(K)是组织的绝对温度。假定在Ω≥1的情况下组织被破坏。

[0051] 适当的措施是在治疗之后按特定间隔(例如，在每月的一段时间内)对患者和治疗效果进行随访。在存储器单元52中，存储与血液流动以及影响经受治疗的这类组织中的吸热和散热的其它因素有关的数据。利用准确的数据，可以在存储器单元52中存储使得能够相对于以上所述的因素来创建组织的模型的信息，其中该模型对非常接近实际组织的热分布进行建模。优选地，即使在治疗之后也不断地补充并校正这些后续数据。

[0052] 在对患者的前列腺进行热治疗之前，确定某些当前身体因素，例如前列腺的大小、尿道前列腺部的变窄程度以及前列腺和直肠之间的距离。可以借助于超声检查来确定这些身体因素或条件。利用与这些条件有关的信息，确定适当类型的治疗用导管和适当的治疗用温度。不同类型的导管在直径、全长、加热部件26的长度和功率、以及/或者从加热部件26到可膨胀球囊16的距离方面可能不同。代替根据以前的装置作为决定性因素的治疗的持续时间，针对要治疗的组织的期望体积/重量来确定重量值和/或体积值，使得该组织可以被破坏。给出该值，从而例如通过经由键盘43和输入/输出部件45馈给该值，来使得控制单元42可利用该值。优选还输入温度的最高值、或者治疗的温度的平均值、或者温度范围。该装置还可以设置有用于存储组织的体积/重量和温度的适当组合的其它存储器。在后者情况下，对于治疗的温度，自动选择标准值。

[0053] 此外，定向仪23可操作地连接至所述控制单元42。利用上述的这些输入，控制单元42可以计算控制信号并将该控制信号发送至能量供给单元27，其中该能量供给单元27向加热部件供给能量，使得加热部件26开始发射对组织加热所用的能量。能量供给单元优选供给电能，而加热部件优选发射微波能量。如以上所公开的，第一温度换能器20以及还优选地第二温度换能器30和第三温度换能器34在加热部件26附近以及在治疗中的组织内的离该加热部件26特定距离的位置处，提供与周围组织的当前温度有关的连续信息。

[0054] 控制单元42可操作地连接至温度换能器20且优选还可操作地连接至换能器30和34，并且可以根据治疗区域中的当前温度来管理能量供给单元27，使得适当的输出指向加热部件26。利用该部件，可以在周围组织中使温度大大升高，使得组织的死亡以期望方式发生。还可以在显示单元48中连续地示出与来自温度换能器20、30和34的温度有关的数据。借助于输入/输出部件45，还可以指示来自加热部件26的适当水平的输出功率，或者可以从能量供给单元27评价该适当水平的输出功率。该输出水平影响组织获得的温度，并且在某些情况下可能会影响患者所经历的疼痛水平。

[0055] 控制单元42被配置为在治疗期间连续地将来自温度换能器20、30和34的数据与存储器单元52中所存储的数据进行比较，并且控制单元42可以通过这种方式连续地计算在离治疗用导管10相距各种距离的位置处在前列腺组织中温度如何变化。控制单元42还可以以这种方式连续地计算已经以期望方式进行了治疗的组织的体积/重量、以及在该组织中的何处实现了期望的治疗效果(细胞死亡)。

[0056] 控制单元42还被配置成将以上述方式计算出的信息连续地发送至显示单元48，使得除与被治疗的体积/重量有关的数值数据外，主治医师还具有治疗进程如何的图像。适当的方法是在显示单元48上示出与图1所示的图像相似的示意图像。例如，通过利用例如x射线成像、超声成像或MRI在要治疗的器官上方获得至少一个预先图像，来适当地预先收集与要治疗的前列腺有关的数据、特别是图像数据，使得显示单元48上所示出的图像与实际状况一致。与要使用的治疗用导管10相对应的图像优选叠加在组织的这种预先图像上。

[0057] 控制单元42基于所测量到的温度来连续地计算前列腺组织的不同部位中的温度，并且例如利用不同颜色的标记来在前列腺的图像中示出当前温度。同时，示出与治疗中的组织的温度、血液流动和体积/重量有关的不同图形和/或表。主治医师可以以这种方式跟踪治疗，并且连续地接收与已经对组织治疗了多少和在前列腺的何处发生了组织死亡有关的指示。

[0058] 可操作地与控制单元42相连接或者作为控制单元42的一体部分的计时器(未示出)连续地发送与时间有关的信息，使得所测量到的数据变得与治疗时间线有关。在如利用控制单元42所计算出的正治疗的组织的体积或重量的值其中之一与预设值一致的情况下，可以自动中断治疗。借助于显示单元48或其它指示仪器，作为代替可以指示何时达到了所设置的值，使得主治医师可以手动中断热供给。在组织的某部位中所测量到的或所计算出的温度超过阈值的情况下、或者在例如直肠中或膀胱中的温度等的其它输入数据指示对患者构成风险的情况下，也可以发生相应的中断或指示。在这些实施例中，用于测量直肠和膀胱温度的部件被配置成输入到换能器接口50或者输入/输出部件45。

[0059] 还可以在不会影响或者不必改变针对体积/重量所设置的值的情况下，连续地改变治疗期间的某些设置，例如期望的治疗温度或者微波输入。作为代替，影响治疗的持续时间。治疗的持续时间可以根据生理差异而利用上述方法大幅改变，但与以前采用的治疗方法相比并没有以任何决定性方式控制治疗。

[0060] 以下将更详细地说明两个特定控制方法。这些控制方法分别被称为“A”和“B”。这两个方法的目的是：尽管温度探测器22的非有意的不期望放置，但也能实现组织的期望量的细胞死亡。

[0061] 控制方法A包括以下步骤：

[0062] -读取温度换能器T(尖端)、M(中部)和B(基部)的温度值；

[0063] -比较温度值；

[0064] -基于比较，决定在治疗的全长期间T和M的温度值是否都高于B的温度值；

[0065] -使用等式1来估计灌注

[0066] -基于经验，决定灌注 是低还是不低；

[0067] -基于前述步骤，如果在治疗的全长期间T和M的温度值都高于B的温度值、并且灌注 低，则治疗是基于如使用等式2所估计的细胞破坏(细胞杀死)，并且在实现了特定百分比的破坏、优选为前列腺体积的总体积的约20％的情况下，热供给终止。

[0068] 临床研究已表明：在这些条件下，细胞杀死估计算法表现优异。通常，在7～15分钟的治疗内达到期望的细胞杀死(约20％)。在这些情况中的多数情况下，结束温度对于T和M的温度值而言在50～70摄氏度的间隔内，并且对于B的温度值而言在更低的摄氏度的间隔内。“终点”、即定义治疗终止的标准在这种情况下是达到所估计的期望细胞杀死、通常为治疗之前的前列腺的大小的20％。

[0069] 控制方法B包括以下步骤：

[0070] -读取温度换能器T(尖端)、M(中部)和B(基部)的温度值；

[0071] -比较温度值；

[0072] -基于比较，决定在治疗的全长期间T和M的温度值是否都高于B的温度值；

[0073] -使用等式1来估计灌注

[0074] -基于经验，决定灌注 是低还是不低；

[0075] -基于前述步骤，如果在治疗的全长期间T和M的温度值都不高于B的温度值、或者灌注 未被视为低，则治疗是基于治疗期间所使用的微波能量的量，在所供给的微波能量的监测量达到了预设量E的情况下，热供给终止，优选地，基于治疗之前的前列腺的重量，E被设置为E＝0.5*m，其中：E是以kJ为单位的微波能量，并且m是以克为单位的前列腺的重量。

[0076] 示例：如果前列腺的重量为50克，则治疗应当在25kJ之后终止。为了保持最高程度的安全性，尽管腺体大，但也设置治疗终止的极限，并且作为建议，该极限可以是50kJ。

[0077] 使用供给至组织的微波能量超过特定量的时间点的发明性想法和理由已通过等式1得出；如果消除灌注，则治疗期间前列腺的温度将仅取决于所供给的能量。可以通过在治疗之前将肾上腺素注入到前列腺中来在治疗期间容易地切断灌注血流，这将导致血管暂时收缩，从而使腺体的灌注降低到几乎为零。作为治疗的次要终点，因此可以使用总量水平的供给能量(kJ)。

[0078] 此外，可以通过发出警报信号的声音来指示在被治疗区域外的任何组织中温度超过预定值。被治疗区域外的组织中温度超过预定值可能会导致控制单元42自动地中断热供给。

[0079] 本领域技术人员将显而易见，可以在没有背离发明性概念的情况下进行各种修改和变化。通过考虑到这里所公开的说明书和实践，其它实施例对于本领域技术人员而言将是显而易见的。其意图是说明书和示例被视为仅示例性的。