專利名稱：：組織的熱止血和/或凝血的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明一般地涉及組織凝血和組織切除，更具體而言涉及采用射頻(“RF”)能量產(chǎn)生組織凝血平面。
背景技術(shù)：
：標(biāo)準(zhǔn)外科手術(shù)例如切除術(shù)，用于治療包括腫瘤、創(chuàng)傷的不同器官例如肝、腎和脾的多種疾病，其具有一些關(guān)鍵的缺點(diǎn)。這些缺點(diǎn)影響例如功效、發(fā)病率和死亡率。例如一個(gè)基本問題就是在組織切除時(shí)不能充分控制血液損失。為了嘗試幫助克服該局限，已經(jīng)創(chuàng)造了各種單極和雙極型RF裝置。這些裝置作為管路從RF發(fā)生器中傳送能量。這些裝置包括各種類型和構(gòu)造的電烙筆(electrocautrypencils)和探針，它們可以來自許多不同生產(chǎn)商例如Bovie、ValleyLab和TissueLink。目前在手術(shù)治療中這些裝置使用的算法典型地提供恒定量的傳遞能量，其中由使用者直接控制能量水平和持續(xù)時(shí)間。這種方法具有基本缺點(diǎn)，限制了其在典型臨床環(huán)境中的有用性。與向靶組織中傳遞恒量能量有關(guān)的缺點(diǎn)包括不能適當(dāng)?shù)馗鶕?jù)被切除組織狀況來自動(dòng)調(diào)節(jié)能量傳遞的正確水平。在初次向靶組織施加能量后，組織的性質(zhì)開始發(fā)生變化。隨著這些變化，能量的施加也應(yīng)隨之變化，以維持最佳的能量施加。向靶組織中傳遞止血能量的典型方法是不合適的，因?yàn)樗鼈円蕾囉谑褂谜哒{(diào)節(jié)能量傳遞，而很少或沒有關(guān)于靶組織不斷變化狀態(tài)的信息或指導(dǎo)。結(jié)果導(dǎo)致傳遞能量的最終量或持續(xù)時(shí)間可能不足以產(chǎn)生止血。此外，典型能量傳遞系統(tǒng)依賴使用者設(shè)置能量傳遞的初始水平，而很少或沒有被處理靶組織狀況的相關(guān)信息。因此，當(dāng)使用典型能量傳遞系統(tǒng)時(shí)，能量的初始施加可能顯著低于或高于所需用量。當(dāng)對(duì)靶組織施用不足量的能量時(shí)，不能獲得組織的止血效果。同樣地，如果能量施加的持續(xù)時(shí)間太短，也不會(huì)獲得適當(dāng)?shù)闹寡?。?dāng)對(duì)靶組織施用過高量的能量時(shí)，結(jié)果會(huì)導(dǎo)致靶組織的炭化。這種炭化能組織傳遞能量向組織的繼續(xù)傳輸；它還能產(chǎn)生被處理組織的過于淺表的深度(overlysuperficialdepth)，從而導(dǎo)致較差的止血效果。援引加入在本說明書中提及的每一個(gè)出版物和/或?qū)＠暾?qǐng)均全部并入此處作為參考，就像每個(gè)獨(dú)立的出版物和/或?qū)＠暾?qǐng)具體地和單獨(dú)地指出并入此處作為參考一樣。圖1是在一個(gè)實(shí)施方案中的組織凝血系統(tǒng)。圖2和圖3是在一個(gè)實(shí)施方案中的能量控制器導(dǎo)向裝置(energydirectorguide)的示意圖，包括多種視圖。圖4A表示在圖2和圖3的實(shí)施方案中包含6個(gè)能量控制器(energydirector)的能量控制器構(gòu)造的電阻網(wǎng)絡(luò)模型。圖4B表示在圖4A的實(shí)施方案中包括與提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造對(duì)應(yīng)的功率消耗值的表。圖4C表示在圖4A的實(shí)施方案中包括與提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造對(duì)應(yīng)的功率消耗和間隔信息的表。圖5A表示在另一實(shí)施方案中包括8個(gè)能量控制器的能量控制器構(gòu)造的電阻網(wǎng)絡(luò)模型。圖5B表示在圖5A的實(shí)施方案中包括與提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造對(duì)應(yīng)的功率消耗值的表。圖5C為在圖5A的實(shí)施方案中包括與提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造對(duì)應(yīng)的功率消耗和間隔信息的表。圖6A表示在另一實(shí)施方案中包括6個(gè)能量控制器(5個(gè)區(qū))的能量控制器構(gòu)造的電阻網(wǎng)絡(luò)模型。圖6B表示在圖6A的實(shí)施方案中包括與提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造對(duì)應(yīng)的功率消耗信息的表。圖6C為在圖6A的實(shí)施方案中包括與提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造對(duì)應(yīng)的電流和間隔信息的表。圖7為在另一實(shí)施方案中的能量控制器導(dǎo)向裝置和能量控制器。圖8為在另一實(shí)施方案中采用直接耦合的能量控制器導(dǎo)向裝置的側(cè)視圖。圖9為在圖2的實(shí)施方案中用于能量控制器導(dǎo)向裝置的電路板的示意圖。圖10為在一個(gè)實(shí)施方案中采用間接耦合的能量控制器導(dǎo)向裝置的側(cè)視圖。圖11表示在一個(gè)實(shí)施方案中提供用于獨(dú)立控制每個(gè)能量控制器插入深度的能量控制器導(dǎo)向裝置。圖12和圖13表示在圖2的實(shí)施方案中用于產(chǎn)生組織無血管體積的組織凝血系統(tǒng)的操作。圖14為在一個(gè)實(shí)施方案中組織凝血系統(tǒng)操作的流程圖。圖15為在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)溫度參數(shù)控制組織凝血的流程圖。圖16為在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)阻抗和時(shí)間參數(shù)控制組織凝血的流程圖。圖17為在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)阻抗參數(shù)控制組織凝血的流程圖。圖18為在一個(gè)實(shí)施方案中控制組織凝血的阻抗和功率對(duì)時(shí)間的曲線圖。圖19為在一個(gè)實(shí)施方案中描述有效組織凝血周期的時(shí)間對(duì)阻抗的曲線圖。圖20為在一個(gè)實(shí)施方案中描述不期望的低水平功率傳遞的時(shí)間對(duì)阻抗的曲線圖。圖21為在一個(gè)實(shí)施方案中描述不期望的高水平功率傳遞的時(shí)間對(duì)阻抗的曲線圖。圖22為在圖19的實(shí)施方案中有效組織凝血的流程圖。圖23為在一個(gè)實(shí)施方案中阻尼波能量傳遞的施加功率(百分率)對(duì)時(shí)間的曲線圖。圖24為在一個(gè)實(shí)施方案中包括增加功率調(diào)整的阻尼波能量傳遞的施加功率(百分率)對(duì)時(shí)間的曲線圖。圖25為在一個(gè)實(shí)施方案中包含降低功率調(diào)整的阻尼波能量傳遞的施加功率(百分率)對(duì)時(shí)間的曲線圖。圖26表示在另一實(shí)施方案中在兩面均具有柔性的柔性或半柔性導(dǎo)向裝置。圖27表示在另一實(shí)施方案中在一面具有柔性的柔性或半柔性導(dǎo)向裝置。圖28為在一個(gè)實(shí)施方案中包括提供將能量控制器同時(shí)插入靶組織或從靶組織中同時(shí)撤出的連接部分的能量控制器陣列。圖29為在另一實(shí)施方案中包括連接至能量控制器的連接部分的能量控制器陣列。圖30表示在一個(gè)實(shí)施方案中支持將各種藥劑傳遞入靶組織的能量控制器。圖31表示在一個(gè)實(shí)施方案中電容耦合至靶組織的能量控制器。在附圖中，相同的附圖標(biāo)記表示相同或基本相似的元件或動(dòng)作。為容易地識(shí)別對(duì)任何特定元件或動(dòng)作的討論，在附圖標(biāo)記中最顯著數(shù)字表示首次提及該元件的附圖編號(hào)(例如元件102在圖1中首次提及和討論)。具體實(shí)施例方式在此詳細(xì)描述包括多種部件和方法的組織凝血系統(tǒng)。組織凝血系統(tǒng)產(chǎn)生凝血組織的無血管體積，幫助從包括例如肝、脾、腎的多種器官以及機(jī)體的各種其它器官中無血或接近無血地切除各種生物組織。術(shù)語凝血(coagulation)、熱凝血(thermalcoagulation)、切除(ablation)、凝血切除(coagulativeablation)和熱切除(thermalablation)在下面的描述中均具有相同的含義，可互換使用。在下列描述中，引入很多具體細(xì)節(jié)來提供對(duì)組織凝血系統(tǒng)實(shí)施方案的徹底理解和可實(shí)現(xiàn)性描述。然而，相關(guān)領(lǐng)域的普通技術(shù)人員知道，無需這些具體細(xì)節(jié)中的一個(gè)或多個(gè)、或者用其它組件、系統(tǒng)等亦能實(shí)現(xiàn)組織凝血系統(tǒng)。另外，沒有顯示或沒有詳細(xì)描述公知結(jié)構(gòu)或操作，以避免模糊組織凝血系統(tǒng)的內(nèi)容。圖1為一個(gè)實(shí)施方案中的組織凝血系統(tǒng)100。組織凝血系統(tǒng)100包括能量控制器導(dǎo)向裝置102、或?qū)蜓b置，和2對(duì)或更多對(duì)雙極型能量控制器104，此處亦稱為電極。在組織切除中組織凝血系統(tǒng)100可輔助用于軟組織的熱凝血壞死。組織凝血系統(tǒng)100的替代性實(shí)施方案可以包括單極型能量控制器以及雙極和單極型能量控制器的多種組合。將能量控制器104配置成用于插入生物組織199的體積中。能量控制器導(dǎo)向裝置102將能量控制器配置為提供通過全部組織體積的大致均勻的功率或能量分布，它們被稱為靶組織或靶組織體積。靶組織體積包括沿著能量控制器104傳導(dǎo)方向延伸每個(gè)能量控制器104周圍半徑大約1厘米(“cm”)的體積，但并不局限于此。靶組織體積形成凝血組織的至少一個(gè)平面。能量控制器導(dǎo)向裝置102和能量控制器104在至少一個(gè)發(fā)生器110或功率源中間耦合，但并不局限于此。一個(gè)實(shí)施方案中能量控制器104通過能量控制器導(dǎo)向裝置102耦合至發(fā)生器110。另外，能量控制器104也可以通過電線、電纜或其它管道與發(fā)生器110直接耦合。采用能量控制器104的雙極構(gòu)造，電極對(duì)中的一個(gè)電極用作源，而電極對(duì)中的另一個(gè)電極用作從發(fā)生器110所接受能量的接受器(sink)。因此，將一個(gè)電極布置為與另一個(gè)電極處于相反電壓(極性)，以將來自發(fā)生器的能量從一個(gè)電極直接引向另一個(gè)電極。雙極型電極排列確保更局部化、并更小的熱凝血體積，但該實(shí)施方案并不局限于此。能量控制器的交替極性系列包括交替極性的多種系列組合。例如在一個(gè)采用6個(gè)能量控制器的實(shí)施方案中，交替極性為正極性(+)，負(fù)極性(-)，+，-，+，-。一個(gè)交替極性系列為+，+，-，-，+，+。另一個(gè)交替極性系列為-，-，+，+，-，-。再另一個(gè)交替極性系列為+，+，+，-，-，-。又另一個(gè)交替極性系列可包括+，+，-，+，-，-。這些實(shí)例僅為示范，并且此處描述的組織凝血系統(tǒng)100也并不局限于6個(gè)電極或這些交替極性。在適當(dāng)配置為插入特定組織類型時(shí)，能量控制器104具有支持耦合至靶組織并允許能量控制器104傳遞足夠能量來導(dǎo)致組織止血的形狀和模式，例如通過組織的凝血，從而輔助選定組織體積的切除。一個(gè)實(shí)施方案的能量控制器104包括具有足夠硬度的剛性軸，使其容易地推進(jìn)入靶組織199中，并在保持其形狀的同時(shí)耦合至組織199。能量控制器104終止于多種構(gòu)造的無創(chuàng)傷或最小創(chuàng)傷的組織侵入尖端(tip)，這些構(gòu)造在本領(lǐng)域中已知適于靶組織199的組織類型，并為本領(lǐng)域所公知。一個(gè)實(shí)施方案中能量控制器尖端構(gòu)造包括全圓形尖端、平尖端、鈍尖端和圓形尖端，但并不局限于此。這些構(gòu)造能輔助能量控制器插入不同類型的靶組織中，同時(shí)保護(hù)使用者在正常操作時(shí)避免會(huì)刺傷使用者的鋒利點(diǎn)。這尤其重要，因?yàn)槟芰靠刂破骺赡鼙粷撛谥旅牟牧纤廴?，包括丙型肝炎和人免疫缺陷病?“HIV”)，它們能通過刺傷而傳播給使用者。一個(gè)實(shí)施方案中的能量控制器可具有很多不同的尺寸，這取決于相應(yīng)系統(tǒng)的能量傳遞參數(shù)(電流、阻抗等)。例如能量控制器直徑的大致范圍為0.015英寸到0.125英寸，但并不局限于此。能量控制器長度的大致范圍為4cm到10cm，但并不局限于此。能量控制器包括選自以下的材料導(dǎo)電或已鍍塑料、包括形狀記憶合金和不銹鋼的超級(jí)合金等，這些僅是幾個(gè)實(shí)例。此外，能量控制器陣列可包括不同尺寸和長度的能量控制器。例如，一個(gè)實(shí)施方案中的能量控制器陣列包括線性陣列的6個(gè)能量控制器，其中位于陣列兩端的能量控制器為16號(hào)規(guī)格(16-gage)電極，而形成陣列中心的4個(gè)能量控制器為15號(hào)規(guī)格電極。使用具有不同直徑的能量控制器允許平衡靶組織中的能量/能量密度，例如，通過降低位于陣列末端(稍小的能量控制器)靶組織中的總能量消耗，并因此限制/控制對(duì)超出能量控制器陣列的組織的影響(壞死)。因此，除了能量控制器間隔之外，使用具有不同直徑的能量控制器還提供對(duì)靶組織中能量平衡的另外的控制手段。在多種替代實(shí)施方案中的能量控制器104包括支持能量控制器104彎曲和/或變形(shaping)的材料。此外，在替代性實(shí)施方案中的能量控制器104可以包括非傳導(dǎo)材料、涂層和/或沿著能量控制器104軸的不同區(qū)段和/或部分的包覆物，所述材料適于相應(yīng)方法和/或靶組織類型的能量傳遞要求。一個(gè)實(shí)施方案的發(fā)生器110以可選擇的頻率傳遞預(yù)定量的能量，以凝血和/或切割組織，但并不局限于此。一個(gè)實(shí)施方案中的發(fā)生器110是RF發(fā)生器，其支持輸出功率范圍為約零到200瓦特，輸出電流范圍為約0.1安培到4安培，輸出阻抗的一般范圍為約2到150歐姆，頻率范圍為約1kHz到1MHz，但并不局限于此。應(yīng)當(dāng)理解，監(jiān)測(cè)或控制組織凝血過程的發(fā)生器電輸出參數(shù)的選擇可廣泛變化，其取決于組織類型、操作者經(jīng)驗(yàn)、技術(shù)和/或優(yōu)先選擇。例如，在一個(gè)實(shí)施方案中同時(shí)對(duì)陣列中所有能量控制器施加共同電壓。在另一實(shí)施方案中，操作者可選擇控制陣列中單個(gè)能量控制器的電流，或作為整體的陣列的總電流。此外，對(duì)每個(gè)能量控制器可施加電壓變化來實(shí)現(xiàn)每個(gè)能量控制器的恒定電流輸出。作為替代，在一些方法中可尋求每個(gè)能量控制器的恒定功率輸出。此外，可實(shí)施能量控制器之間的電壓變化或相位差來實(shí)現(xiàn)組織中的預(yù)定溫度分布，這通過組織中的溫度傳感器或者通過用本領(lǐng)域公知技術(shù)顯示溫度分布來監(jiān)測(cè)。因此，選擇電輸出類型、順序和水平及陣列中能量控制器的分布應(yīng)認(rèn)為在本發(fā)明范圍內(nèi)具有較寬的變化。各種靶組織相關(guān)的幾何因素也影響凝血期間的組織加熱。它們包括組織邊緣以及凝血表面體積。隨著切除表面積量的增加，熱損失也增加。凝血邊緣、側(cè)和末端均對(duì)凝血期間的熱損失具有影響。一個(gè)實(shí)施方案的凝血系統(tǒng)通過能量控制器間均勻加熱組織來切除靶組織。為實(shí)現(xiàn)均勻加熱，直接圍繞能量管路的組織中的電流密度不應(yīng)顯著高于能量管路之間的組織中的電流密度。例如，考慮到電極尺寸相對(duì)較小的情況，使得組織/能量管路的接觸面也較小。這就使得能量管路周圍具有較高的電流密度，從而導(dǎo)致主要加熱緊鄰電極的部分，增加有害的組織炭化的可能性，并最終限制了傳遞到組織的能量。此處提供解決這一問題的方法包括使用大的組織/能量管路接觸面積，冷卻電極，以及在電極區(qū)域引入傳導(dǎo)性更強(qiáng)的材料，例如高滲鹽。組織凝血系統(tǒng)100可以包括任意數(shù)量的其它部件，例如控制器120，對(duì)來自發(fā)生器的能量傳遞進(jìn)行半自動(dòng)化或自動(dòng)化地控制。例如，所述控制器能夠增加輸出到電極的功率，當(dāng)能量控制器包括溫度傳感器或當(dāng)接收來自遠(yuǎn)程傳感器的溫度信息時(shí)控制溫度，和/或監(jiān)測(cè)或控制阻抗、功率、電流、電壓和/或其它輸出參數(shù)?？刂破?20的功能可與發(fā)生器110的功能集成在一起，也可與組織凝血系統(tǒng)100的其它組建集成在一起，或者可以是在組織凝血系統(tǒng)100組件之間耦合的獨(dú)立單元形式，但并不局限于此。此外，組織凝血系統(tǒng)100可包括顯示器130，其提供顯示加熱參數(shù)，例如一個(gè)或多個(gè)能量控制器的溫度、阻抗、功率、電流、定時(shí)信息和/或發(fā)生器輸出的電壓。顯示器130的功能可與發(fā)生器110的功能集成在一起，也可與組織凝血系統(tǒng)100的其它組件集成在一起，或者可以是在組織凝血系統(tǒng)100組件之間耦合的獨(dú)立單元形式，但并不局限于此。在各種替代實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)200還可包括生物相容的熱罩140。熱罩140用于保護(hù)靶生物組織199周圍的器官和組織，使其免受與用組織凝血系統(tǒng)200處理有關(guān)的此處所述程序的影響。此處描述的能量控制器的布置控制施加給靶組織的能量分布。同樣地，此處描述的能量控制器配置支持大致均勻的能量分布和/或電流密度，以及相應(yīng)地靶組織體積中更均勻的溫度。其中一個(gè)實(shí)例包括使用RF能量，其中如下所述，對(duì)于很對(duì)能量控制器，通過使用線性能量控制器陣列靠外側(cè)的能量控制器之間的相對(duì)較小間隔以及能量控制器陣列靠中心的能量控制器之間相對(duì)較大間隔，來獲得通常均勻的能量分布。采用能量控制器導(dǎo)向裝置來建立和維持能量控制器的間隔，下面將對(duì)其描述。一個(gè)實(shí)施方案中組織凝血系統(tǒng)100的實(shí)例包括InLineTM雙極型RF線性凝血系統(tǒng)(也稱為InLineTM射頻凝血裝置(“ILRFA”))，可從加利福尼亞州Fremont的ResectMedicalTM獲得。圖2和3為一個(gè)實(shí)施方案中包括各種視角的能量控制器導(dǎo)向裝置102的示意圖。其中所示尺寸為英寸。能量控制器導(dǎo)向裝置102包括支撐體，其具有可接收或攜載能量控制器的線性系列通道202-212。一個(gè)實(shí)施方案的支撐體包括第一和第二末端部分，其具有在第一和第二末端部分之間擴(kuò)展的表面。通道202-212也可被稱為孔或開口，但并不局限于此。多種替代實(shí)施方案的能量控制器導(dǎo)向裝置可以包括非線性系列的通道，以及線性和非線性系列通道的多種組合。一個(gè)實(shí)施方案的能量控制器極性交替變化，或作為替代，如上所述成組或成套交替變化極性，但所述實(shí)施方案并不局限于此。在導(dǎo)向裝置中通道202-212的配置支持通過能量控制器在組織中能量分布或輻射模式的傳遞，其提供靶組織體積中充分和均勻的凝血。通常采用大致從0.5cm到1.5cm的凝血寬度范圍來輔助切除，但所述實(shí)施方案并不局限于此。所述能量控制器導(dǎo)向裝置包括生物相容性材料，例如非傳導(dǎo)性塑料例如聚碳酸酯塑料、ULTEM(聚醚酰亞胺)和丙烯腈丁二烯苯乙烯(“ABS”)塑料，但并不局限于此。使用本領(lǐng)域公知眾多的任意技術(shù)和材料來生產(chǎn)能量控制器導(dǎo)向裝置。例如，一個(gè)實(shí)施方案的能量控制器導(dǎo)向裝置可采用單片模制設(shè)計(jì)來形成。此外，一個(gè)替代實(shí)施方案的能量控制器導(dǎo)向裝置可采用兩個(gè)或更多個(gè)分離的片并采用本領(lǐng)域公知技術(shù)組裝形成所述導(dǎo)向裝置來形成。顯示6個(gè)通道用于示例性目的，替代實(shí)施方案可包括不同數(shù)量的通道。一個(gè)替代實(shí)施方案包括4個(gè)通道，而另一個(gè)替代實(shí)施方案包括8個(gè)通道。如下所述，通道202-212之間間隔根據(jù)在能量控制器導(dǎo)向裝置102中接收的能量控制器的總數(shù)而變化。通常，當(dāng)將能量控制器耦合至所述發(fā)生器時(shí)，考慮到能量控制器的電磁耦合，最靠近中心的通道(該實(shí)施方案中206和208)之間的相對(duì)間隔最大，而最靠近末端的通道(該實(shí)施方案中202/204和210/212)之間的相對(duì)間隔最小。如上所述，當(dāng)產(chǎn)生組織的無血管體積以適于無血或接近無血切除時(shí)，均勻的能量分布很重要。此處描述的能量控制器導(dǎo)向裝置102通過采用通道間隔的能量控制器以及因此的能量控制器構(gòu)造提供均勻的能量分布，這解釋了相鄰能量控制器之間的電磁耦合作用。一個(gè)實(shí)施方案中的能量控制器導(dǎo)向裝置102包括6個(gè)通道202-212，運(yùn)行中接受3對(duì)雙極型能量控制器。通道202和204之間的間隔大約為0.2995英寸。通道204和206之間的間隔大約為0.3285英寸。通道206和208之間的間隔大約為0.3937英寸。通道208和210之間的間隔大約為0.3285英寸。通道210和212之間的間隔大約為0.2995英寸。提供相對(duì)均勻能量分布的導(dǎo)向裝置通道間隔采用電阻網(wǎng)絡(luò)模型來產(chǎn)生，但并不局限于此。圖4A表示在圖2和圖3的實(shí)施方案中包括6個(gè)雙極型能量控制器的能量控制器構(gòu)造的電阻網(wǎng)絡(luò)模型400。6個(gè)雙極型能量控制器的每一個(gè)均由節(jié)點(diǎn)1-6中的一個(gè)表示，其中每一個(gè)節(jié)點(diǎn)分配一個(gè)交替極性499，但在該實(shí)例中分配的極性并沒有限制性。如下所述，模型400包括許多電阻R1-R19，其以各種構(gòu)造耦合于節(jié)點(diǎn)1-6和電流源402之間。電流源402可隨意選擇，以產(chǎn)生750毫安(“mA”)的電流，但該模型并不限于此。通常，模塊400的電阻構(gòu)造模擬相對(duì)功率消耗，包括能量控制器(節(jié)點(diǎn))之間的組織體積(“區(qū)”)中各種交替極性節(jié)點(diǎn)組合之間耦合作用，如下進(jìn)一步描述?？紤]到生物組織具有與能量控制器之間間隔成比例的電阻率(每單位體積的電阻)，反復(fù)改變模型的電阻值以代表不同的通道間隔。關(guān)于圖4A，作為流過節(jié)點(diǎn)1和2之間電流的結(jié)果，電阻R1模擬區(qū)1的功率消耗。同樣地，作為流過定義每個(gè)區(qū)2-5的節(jié)點(diǎn)之間電流的結(jié)果，電阻R2、R3、R4和R5分別模擬它們的功率消耗。電阻R6、R7和R8的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)1和4間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)1和4之間電流結(jié)果的跨區(qū)1、2和3的功率消耗。電阻R9、R10和R11的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)3和6間，并模擬作為流過這些節(jié)點(diǎn)之間電流結(jié)果的跨區(qū)3、4和5的功率消耗。電阻R12、R13和R14的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)2和5間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)2和5之間電流結(jié)果的跨區(qū)2、3和4的功率消耗。最后，電阻R15、R16、R17、R18和R19的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)1和6間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)1和6之間電流結(jié)果的跨區(qū)1、2、3、4和5的功率消耗。圖4B顯示包括圖4A實(shí)施方案中功率消耗值的表450，所述值對(duì)應(yīng)提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造。圖4C顯示包括圖4A實(shí)施方案中包括功率消耗和間隔信息的表480，所述信息對(duì)應(yīng)提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造。該表480包括電阻網(wǎng)絡(luò)模型400中每一區(qū)的總功率消耗482。如上所述，在圖2的實(shí)施方案中，所述已平衡能量控制器構(gòu)造采用能量控制器導(dǎo)向裝置中的非均勻通道間隔來解釋電磁耦合的作用。在確定每區(qū)482的總功率消耗時(shí)，反復(fù)變化陣列中所述區(qū)的電阻值，直到每區(qū)482的總功率消耗大致相等；每區(qū)間隔與電阻值成比例。在已平衡能量控制器構(gòu)造中區(qū)1-5的總功率消耗分別大致為246毫瓦(mW)、248毫瓦(mW)、250毫瓦(mW)、248毫瓦(mW)和246毫瓦(mW)，但并不局限于此。因此，各區(qū)之間的功率消耗或分布大致均勻。采用總功率消耗/區(qū)482的最終值，產(chǎn)生每區(qū)484和486的間隔比。在一個(gè)實(shí)施方案中，產(chǎn)生每區(qū)484和486的2個(gè)不同間隔比，但所述實(shí)施方案并不局限于此。每區(qū)484的第一間隔比參考所述區(qū)至陣列中最近/最遠(yuǎn)區(qū)(區(qū)1和區(qū)5)的間隔，每區(qū)486的第二間隔比參考所述區(qū)至陣列的中心區(qū)(區(qū)3)的間隔。然而，應(yīng)該注意在替代性實(shí)施方案中，每區(qū)的間隔比可參考陣列中的任意區(qū)。采用每區(qū)484和486的間隔比的任一個(gè)，通過指定參考間隔值至參考區(qū)(該區(qū)的間隔比為1)來確定通道間的相對(duì)間隔。然后采用每個(gè)相關(guān)區(qū)的間隔比作為參比間隔值的乘數(shù)來分別確定陣列中所有其它區(qū)的間隔值。采用本領(lǐng)域公知的技術(shù)來選擇參比間隔值，其中在陣列中能量控制器之間的最大間隔值大約在0.75cm到2.00cm范圍，但所述實(shí)施方案并不局限于此。組織凝血系統(tǒng)的替代性實(shí)施方案包括不同數(shù)目的能量控制器，從而在能量控制器導(dǎo)向裝置中也具有不同數(shù)目的通道。例如，一個(gè)替代實(shí)施方案包括具有一系列8個(gè)通道的能量控制器導(dǎo)向裝置，所述通道可接受交替極性的能量控制器。如上所述，在該替代實(shí)施方案中通道間隔也采用電阻網(wǎng)絡(luò)模型模擬來確定，但并不局限于此。圖5A表示在另一實(shí)施方案中包括8個(gè)能量控制器的能量控制器構(gòu)造的電阻網(wǎng)絡(luò)模型500。根據(jù)圖2的實(shí)施方案推斷，該實(shí)例中的能量控制器導(dǎo)向裝置包括8個(gè)通道，其中每個(gè)接受一個(gè)能量控制器。8個(gè)雙極型能量控制器的每一個(gè)均由節(jié)點(diǎn)1-8中的一個(gè)表示，其中每一個(gè)節(jié)點(diǎn)分配交替極性。如下所述，模型500包括許多電阻R1-R44，其耦合于節(jié)點(diǎn)1-8和電流源502之間的各種構(gòu)造。電流源502可隨意選擇，以產(chǎn)生1安培的電流，但所述模型并不局限于此。關(guān)于圖5A，電阻R1模擬作為流過節(jié)點(diǎn)1和2之間電流結(jié)果的功率消耗。同樣地，電阻R2、R3、R4、R5、R6和R7分別模擬定義區(qū)2-7各區(qū)的節(jié)點(diǎn)之間電流結(jié)果的功率消耗。電阻R8、R9和R10的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)1和4間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)1和4間電流結(jié)果的跨區(qū)1、2和3的功率消耗。電阻R11、R12、R13、R14和R15的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)1和6間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)1和6間電流結(jié)果的跨區(qū)1、2、3、4和5的功率消耗。接著，電阻R16、R17和R18的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)3和6間并，模擬作為流過節(jié)點(diǎn)3和6間電流結(jié)果的跨區(qū)3、4和5的功率消耗。電阻R19、R20、R21、R22和R23的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)3和8間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)3和8間電流結(jié)果的跨區(qū)3、4、5、6和7的功率消耗。電阻R24、R25和R26的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)2和5間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)2和5間電流結(jié)果的跨區(qū)2、3和4的功率消耗。電阻R27、R28和R29的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)5和8間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)5和8間電流結(jié)果的跨區(qū)5、6和7的功率消耗。此外，電阻R30、R31和R32的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)4和7間，模擬作為流過節(jié)點(diǎn)4和7間電流結(jié)果的跨區(qū)4、5和6的功率消耗。電阻R33、R34、R35、R36和R37的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)2和7間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)2和7間電流結(jié)果的跨區(qū)2、3、4、5和6的功率消耗。最后，電阻R38、R39、R40、R41、R42、R43和R44的串聯(lián)組合耦合在節(jié)點(diǎn)1和8間，并模擬作為流過節(jié)點(diǎn)1和8間電流結(jié)果的跨區(qū)1、2、3、4、5、6和7的功率消耗。圖5B顯示包括在圖5A實(shí)施方案中的功率消耗值的表550，所述值對(duì)應(yīng)提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造。圖5C顯示包括在圖5A實(shí)施方案中功率消耗信息582和間隔信息584和586的表580，所述信息對(duì)應(yīng)提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造。該功率消耗表580包括電阻網(wǎng)絡(luò)模型500每一區(qū)的總功率消耗582。如上所述，所述已平衡能量控制器構(gòu)造采用能量控制器導(dǎo)向裝置中的非均勻通道間隔來解釋電磁耦合的作用?？鐓^(qū)1-7的總功率消耗分別大致為563mW、565mW、564mW、567mW、564mW、565mW和563mW。因此，區(qū)間的功率消耗或分布大致均勻。上述參考圖2、3、4和5描述的實(shí)施方案在靶組織體積的組織區(qū)之間提供大致均勻的功率分布。然而，因?yàn)楣β逝c電壓和電流的乘積成比例，能量控制器陣列的替代實(shí)施方案配置為在靶組織體積中提供大致均勻的電流密度。同樣地，各種替代實(shí)施方案的組織凝血系統(tǒng)采用大致均勻的電流密度來產(chǎn)生凝血組織的無血管體積。如上所述，提供均勻電流密度的能量控制器導(dǎo)向裝置通道間隔采用電阻網(wǎng)絡(luò)模型來確定，但并不局限于此。提供相對(duì)均勻電流密度的導(dǎo)向裝置通道間隔采用電阻網(wǎng)絡(luò)模型來產(chǎn)生，但并不局限于此。圖6A表示在圖2和圖3的替代實(shí)施方案中包括6個(gè)雙極型能量控制器的能量控制器構(gòu)造的電阻網(wǎng)絡(luò)模型600。6個(gè)雙極型能量控制器的每一個(gè)均由節(jié)點(diǎn)1-6中的一個(gè)表示，其中每一個(gè)節(jié)點(diǎn)分配一種交替極性。如上關(guān)于圖4A所述，模模型600包括許多電阻R1-R19，其耦合于節(jié)點(diǎn)1-6和電流源602之間的各種構(gòu)造。不同區(qū)之間的相對(duì)功率消耗與相關(guān)組織區(qū)中的電流密度成比例。電流源602隨意選擇，以產(chǎn)生750毫安(“mA”)的電流，但該模型并不局限于此。圖6B顯示包括圖6A實(shí)施方案中包括功率消耗信息的表650，所述信息對(duì)應(yīng)提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造。圖6C為在圖6A實(shí)施方案中包括電流密度和間隔信息的表680，所述信息對(duì)應(yīng)提供平衡能量的能量控制器構(gòu)造。該表680包括關(guān)于電阻網(wǎng)絡(luò)模型600的每區(qū)682的電流密度(電流密度/區(qū)682)。如上所述，所述已平衡能量控制器構(gòu)造采用能量控制器導(dǎo)向裝置中的非均勻通道間隔來解釋電磁耦合的作用。在確定電流密度/區(qū)682時(shí)，反復(fù)變化陣列中所述區(qū)的電阻值，直到電流密度/區(qū)682大致相等；通道間隔信息與提供大致均勻電流密度的最終電阻值成比例，并來源于它。跨區(qū)1-5的電流密度/區(qū)分別大致為15.85mA/間隔值、15.8446mA/間隔值、15.80769mA/間隔值、15.8446mA/間隔值和15.85mA/間隔值，但并不局限于此。因此，所述區(qū)之間的電流密度大致均勻。采用電流密度/區(qū)682，產(chǎn)生每區(qū)684和686的間隔比。在一個(gè)實(shí)施方案中，產(chǎn)生了每區(qū)684和686的2個(gè)不同的間隔比，但該實(shí)施方案并不局限于此。每區(qū)684的第一間隔比參考所述區(qū)至陣列中最近/最遠(yuǎn)區(qū)(區(qū)1和區(qū)5)的間隔，每區(qū)686的第二間隔比參考所述區(qū)至陣列的中心區(qū)(區(qū)3)的間隔。然而，應(yīng)該注意在替代性實(shí)施方案中，每區(qū)的間隔比可參考陣列中的任意區(qū)。采用每區(qū)684和686的間隔比的任一個(gè)，通過指定參考間隔值至參考區(qū)(該區(qū)的間隔比為1)來確定通道間的相對(duì)間隔。然后采用每個(gè)相關(guān)區(qū)的間隔比作為參比間隔值的乘數(shù)來分別確定陣列中所有其它區(qū)的間隔值。采用本領(lǐng)域公知的技術(shù)來選擇參比間隔值。組織凝血系統(tǒng)的替代性實(shí)施方案包括不同數(shù)目的能量控制器，從而在能量控制器導(dǎo)向裝置中也具有不同數(shù)目的通道。如上所述，這些替代性實(shí)施方案的通道間隔也可采用電阻網(wǎng)絡(luò)模型來確定，但并不局限于此。圖7為在另一實(shí)施方案中的能量控制器導(dǎo)向裝置7000和2個(gè)或更多對(duì)雙極型能量控制器7001-7006的側(cè)視圖、端視圖和俯視圖。能量控制器導(dǎo)向裝置7000支持能量控制器構(gòu)造，這種構(gòu)造提供提供大致均勻的能量分布和/或電流密度，并從而提供通過靶組織體積的更均勻溫度。能量控制器導(dǎo)向裝置7000以線性排列配置能量控制器7001-7006，并且能量控制器7001-7006交替變化極性，在此顯示極性實(shí)例，但實(shí)施方案并不局限于此。盡管顯示了3對(duì)能量控制器7001-7002、7003-7004、7005-7006，但實(shí)施方案并不局限于此。采用相對(duì)較小的成對(duì)能量控制器對(duì)內(nèi)間隔和相對(duì)較大的成對(duì)能量控制器對(duì)間(也可稱為不同對(duì))間隔，能量控制器導(dǎo)向裝置7000通常支持在靶組織中均勻的能量分布。例如在成對(duì)能量控制器7001和7002、7003和7004以及7005和7006每對(duì)之間采用第一間隔，而在能量控制器7002和7003、7004和7005之間采用第二間隔。在一個(gè)實(shí)施方案中，能量控制器對(duì)間間隔大約是能量控制器對(duì)內(nèi)間隔的1.5到2倍，但所述實(shí)施方案并不局限于此。由能量控制器導(dǎo)向裝置7000所支持的構(gòu)造導(dǎo)致高度有利的不同對(duì)能量控制器之間的電通路。所述有利的電通路導(dǎo)致大部分電能在不同對(duì)能量控制器(在該實(shí)例中，在能量控制器對(duì)7001/7002、7003/7004和7005/7006之間)之間流動(dòng)，因此產(chǎn)生在不同對(duì)之間組織的凝血。一旦形成對(duì)間凝血，該組織中的阻抗開始上升。隨著阻抗增加，至相鄰不同對(duì)中相反極性能量控制器的替代通道變得越來越有利(在該實(shí)例中，能量控制器7002/7003和7004/7005之間)。隨著時(shí)間繼續(xù)，對(duì)間阻抗(7002/7003和7004/7005)持續(xù)增加，導(dǎo)致新對(duì)的建立(7002/7003和7004/7005)。該過程持續(xù)進(jìn)行直至全部凝血完成。在另一實(shí)施方案中，可重新配置能量控制器導(dǎo)向裝置以支持眾多的能量控制器構(gòu)造。例如，能量控制器導(dǎo)向裝置可包括通道，其可在能量控制器導(dǎo)向裝置的許多預(yù)定位置之間移動(dòng)，使得沿著導(dǎo)向裝置在第一組預(yù)定位置中配置通道來支持上述的6個(gè)能量導(dǎo)向裝置構(gòu)造，并且沿著導(dǎo)向裝置在第二組預(yù)定位置中配置通道來支持上述的8個(gè)能量導(dǎo)向裝置構(gòu)造。采用該實(shí)施方案，使用者可用單個(gè)能量控制器導(dǎo)向裝置支持很多不同的能量控制器構(gòu)造。再次參考圖1，在一個(gè)實(shí)施方案中能量控制器導(dǎo)向裝置獨(dú)立地將每個(gè)能量控制器通過能量控制器導(dǎo)向裝置耦合至發(fā)生器。此外，能量控制器導(dǎo)向裝置獨(dú)立地保證靶組織中每個(gè)能量控制器的位置。關(guān)于能量控制器與發(fā)生器的電耦合，一個(gè)實(shí)施方案中的能量控制器導(dǎo)向裝置采用直接電耦合，而另一些實(shí)施方案中采用間接電耦合。圖8為在一個(gè)實(shí)施方案中采用直接耦合的能量控制器導(dǎo)向裝置102的側(cè)視圖。導(dǎo)向裝置102的每個(gè)通道202和204包括一個(gè)或多個(gè)接觸702和704，其將來自發(fā)生器(未標(biāo)出)的能量管路799的導(dǎo)體706和708直接耦合至相應(yīng)能量控制器104a和104b。例如，當(dāng)采用雙極型能量控制器時(shí)，攜載第一極性信號(hào)的第一導(dǎo)體706通過第一接觸702耦合至第一能量控制器104a。同樣地，攜載第二極性信號(hào)的第二導(dǎo)體708通過第二接觸704耦合至第二能量控制器104b。一個(gè)實(shí)施方案中的接觸是由具有良好彈性和磨損性質(zhì)的材料制成，該種材料包括，例如，不銹鋼和鈹銅合金。此外，另一個(gè)實(shí)施方案中的接觸也能保證或幫助保證能量控制器的位置，但并不局限于此。圖9為圖2實(shí)施方案中用于能量控制器導(dǎo)向裝置的電路板800的示意圖。通過導(dǎo)電跡線(conductingtrace)802和804，電路板800將具有適當(dāng)極性的來自功率源的功率信號(hào)直接耦合至相應(yīng)通道，以及耦合至相應(yīng)的能量控制器。在采用交替極性的一個(gè)實(shí)施方案的電路板800中，在通道202、206和210的能量控制器中間，第一導(dǎo)電跡線802攜載具有第一極性的電信號(hào)，例如正極。在通道204、208和212的能量控制器中間，第二導(dǎo)電跡線804攜載具有第二極性的電信號(hào)，例如負(fù)極，但實(shí)施方案并不局限于此。在采用間接耦合的一個(gè)實(shí)施方案中，將沿其長度絕緣的導(dǎo)電材料線圈卷繞，使之形成環(huán)繞導(dǎo)電能量控制器的磁場(chǎng)，從而在能量控制器中誘導(dǎo)電流。圖10為一個(gè)實(shí)施方案中采用間接耦合的導(dǎo)向裝置102的側(cè)視圖。導(dǎo)向裝置102的每個(gè)通道202和204包括導(dǎo)電材料線圈或繞組902和904，其將功率源(未標(biāo)出)能量管路999中的導(dǎo)體912和914間接耦合至相應(yīng)能量控制器104a和104b。如上所述，一個(gè)實(shí)施方案的能量控制器導(dǎo)向裝置支持獨(dú)立控制相應(yīng)能量控制器的位置。圖11表示在一個(gè)實(shí)施方案中提供用于獨(dú)立控制每個(gè)能量控制器1002部署或插入深度的導(dǎo)向裝置102。導(dǎo)向裝置102提供獨(dú)立控制每個(gè)能量控制器1002插入靶組織內(nèi)的獨(dú)立變化的深度。能量控制器部署深度的大致范圍為1厘米到10厘米，但并不局限于此。例如，一個(gè)實(shí)施方案中能量控制器的部署深度達(dá)到大約4厘米，而另一實(shí)施方案中能量控制器的部署深度達(dá)到大約6厘米。此外，一個(gè)實(shí)施方案的能量控制器包括對(duì)應(yīng)部署深度的標(biāo)記，用于輔助能量控制器插入靶組織。能量控制器1002的插入可單獨(dú)進(jìn)行或適當(dāng)?shù)嘏c程序同時(shí)進(jìn)行。同樣地，可將每個(gè)能量控制器1002以不同深度插入靶組織中，因而使得醫(yī)生或臨床人員避免向關(guān)鍵解剖結(jié)構(gòu)施加RF能量。由于經(jīng)常存在能量控制器1002不應(yīng)插入的關(guān)鍵解剖學(xué)結(jié)構(gòu)，這就尤其有價(jià)值。此外，每個(gè)能量控制器1002插入深度的獨(dú)立控制支持將能量控制器1002定位于靶組織中時(shí)使用各種顯像方法，例如超聲速記(ultrasoundstenography)、計(jì)算機(jī)斷層掃描(“CT”)和磁共振成像(“MRI”)。插入深度的獨(dú)立控制還支持如下的加熱均勻性。大量的局部血流可導(dǎo)致更高的局部熱損失。這些不均勻的熱損失能導(dǎo)致不均勻或不徹底的凝血。一個(gè)實(shí)施方案的組織凝血系統(tǒng)通過支持調(diào)節(jié)在該區(qū)域周圍配置能量管路的量(例如穿刺深度)來對(duì)付這一作用。據(jù)此可改變能量分布來彌補(bǔ)額外的損失。能量分布的改變可通過降低具有相同極性的能量控制器在包含較大局部血流組織鄰近的組織區(qū)域中的穿刺深度來實(shí)現(xiàn)。穿刺深度的這種調(diào)節(jié)導(dǎo)致通過這些鄰近能量控制器的阻抗通路增加，從而將能量移向已成為包括較大血流區(qū)域的較低阻抗通路中。在較大血管的情況下，一旦它們凝血(例如采用超聲多普勒和/或多普勒流量計(jì)測(cè)量)，能量管路配置可回復(fù)到如上所述的均勻量。一旦插入靶組織中，能量控制器導(dǎo)向裝置的組件將向?qū)?yīng)能量控制器施加足夠的力，以確保它們?cè)诎薪M織中，從而使得機(jī)體的自然運(yùn)動(dòng)不會(huì)將能量控制器推出。能量控制器導(dǎo)向裝置的組件對(duì)能量控制器施加的保持力大致在0.2磅力(“l(fā)bf”)到2lbf的范圍，但并不局限于此。圖12表示在圖2實(shí)施方案中組織凝血系統(tǒng)產(chǎn)生組織的無血管體積的操作。通常凝血程序開始于將能量控制器1104定位于靶組織199中的第一深度。所示的深度僅為示例，并非限制性深度。同樣地，能量控制器1104放置的第一深度并不局限于特定深度，除非是用于特定程序中的能量控制器1104的長度或靶組織中存在的特定解剖學(xué)結(jié)構(gòu)。將能量控制器安置后，使用者施加功率至定位的能量控制器1104，從而切除特定靶組織中的相應(yīng)體積1110。在另一個(gè)操作實(shí)例中，隨著能量控制器1104逐漸深入靶組織中，組織凝血系統(tǒng)可用于漸進(jìn)切除靶組織的體積。圖13表示在圖12的替代實(shí)施方案中組織凝血系統(tǒng)產(chǎn)生組織的無血管體積的操作。參考圖13，并在與能量控制器1104的第一深度有關(guān)的組織體積1110凝血后(圖12)，將能量控制器1104進(jìn)一步深入到靶組織199的第二深度中。在這一深入后，使用者將所述功率耦合至能量控制器1104，從而切除特定靶組織中相應(yīng)的增加體積1210。繼續(xù)深入能量控制器1104直至組織的全部期望體積均達(dá)到無血管或接近無血管。可通過例如電極簇的構(gòu)造、暴露能量控制器尖端的幾何形狀、施加功率的大小、施加功率的持續(xù)時(shí)間以及電極冷卻等來控制凝血體積1110和1210的形狀和尺寸。此處提供的組織凝血系統(tǒng)以及相關(guān)的方法和程序尤其可用于控制和優(yōu)化組織凝血程序的幾個(gè)關(guān)鍵參數(shù)，包括能量密度、周圍組織的熱負(fù)荷和組織的電阻。組織凝血程序包括在組織切除期間作為輔助的軟組織的熱凝血壞死。下面提供了使用所述組織凝血系統(tǒng)以平衡模式施加功率或能量的方法，以產(chǎn)生凝血組織的均勻截面，其中功率可以為導(dǎo)致組織加熱的任何形式。功率施加的平衡模式是以產(chǎn)生相當(dāng)均勻的體積的凝血組織的方式來傳遞能量，從而導(dǎo)致止血。這通過在靶組織中產(chǎn)生相當(dāng)均勻的溫度增加來實(shí)現(xiàn)。一個(gè)實(shí)施方案的組織凝血系統(tǒng)產(chǎn)生凝血組織的均勻體積，通常為矩形體積，但該實(shí)施方案并不局限于此。例如，該矩形體積可具有大致為0.5cm到1cm的寬度范圍，但并不局限于此。所述矩形體積克服現(xiàn)有技術(shù)組織凝血系統(tǒng)中的問題，它們嘗試采用一系列球形凝血體積來產(chǎn)生成形的凝血面/體積。由于它們的幾何形狀，采用一系列重疊球體來形成矩形凝血面的嘗試將導(dǎo)致很不規(guī)則的靶組織表面。當(dāng)嘗試在由一系列球體產(chǎn)生的切除組織的這種不規(guī)則平面或表面內(nèi)切除時(shí)，該不規(guī)則表面引起了問題。如果切除組織的球體足夠大以致完全包括切除組織的期望矩形面，那樣將切除太多的組織。隨后這種過量死亡組織將導(dǎo)致患者顯著的和可能威脅生命的問題。另一方面，如果凝血球體的最大直徑在所述期望的矩形面內(nèi)，由于大量未切除組織保留在重疊球體的不均勻邊緣，那么就損失了顯著部分的止血。在這種情況下，極大減少或消除了產(chǎn)生凝血的理由。此外，使用單極型能量來產(chǎn)生凝血球體，由于單極型能量的自身性質(zhì)，導(dǎo)致不夠確定和受限的凝血面。通過向均勻組織體積施加均勻量功率的組織凝血典型方法并非最好的方法，因?yàn)樗粚?dǎo)致組織溫度的均勻增加。典型系統(tǒng)和方法中固有問題涉及幾個(gè)方面。首先，當(dāng)能量密度太低時(shí)不能實(shí)現(xiàn)熱效應(yīng)。同樣地，當(dāng)周圍組織的熱負(fù)荷太大時(shí)也不能實(shí)現(xiàn)熱效應(yīng)。同樣，低組織電阻使得其難以加熱，因?yàn)橄牡墓β逝c組織電阻成比例。很低或很高的阻抗對(duì)于某些功率源傳遞所需能量也有困難。在本領(lǐng)域公知的一種典型構(gòu)造中，例如，可在靶組織中以均勻間隔安置幾個(gè)能量管路。當(dāng)能量源例如射頻(RF)流以雙極模式均勻施加于能量管路的這種排列時(shí)，來自外部能量管路的電流向內(nèi)分布至相反極性的能量管路中。類似地，來自其它能量管路的電流也流向相反極性的能量管路中。由此可以看出和證明，這種構(gòu)造導(dǎo)致電流的不均勻重疊。因此具有均勻量能量傳遞的能量管路的這種均勻安置將不導(dǎo)致均勻的電流分布(或電流密度)、均勻的能量消耗、或組織內(nèi)溫度的均勻增加。然而，在一個(gè)實(shí)施方案中組織凝血系統(tǒng)所提供的能量管路構(gòu)造和方法提供更為均勻的靶組織溫度，從而減少和/或消除很多這種問題。圖14為一個(gè)實(shí)施方案中組織凝血系統(tǒng)操作的流程圖1400。在框1402中，在操作中，并且根據(jù)臨床條件和要求，使用者選擇適當(dāng)?shù)碾姌O構(gòu)造。這種選擇包括，例如確定有關(guān)下列因素(i)簇中電極數(shù)目；(ii)相對(duì)幾何形狀、單個(gè)尺寸和電極尖端暴露；(iii)靶組織區(qū)域的幾何形狀和識(shí)別要避免的任何組織區(qū)域；和(iv)冷卻或非冷卻電極的使用。此外，選擇可以包括處理來自CT掃描、MRI、超聲、和/或其它類型掃描設(shè)備的圖象掃描數(shù)據(jù)，用于確定靶體積例如腫瘤在患者身體內(nèi)的位置、以及期望方法、以及電極的安置、尺寸和數(shù)目。一個(gè)實(shí)施方案中電極的定位是預(yù)先計(jì)劃好的，例如采用工作站，并確定加熱等溫線和凝血體積以及凝血的時(shí)程?；跉v史或經(jīng)驗(yàn)信息，使用者可確定要傳遞到組織的期望功率，溫度(由電極測(cè)量或者通過能量控制器中的集成溫度傳感器或衛(wèi)星溫度傳感電極在組織中其它位置測(cè)量)、期望加熱持續(xù)時(shí)間、和阻抗特征，以確定能量施加時(shí)間參數(shù)并控制避免炭化和其他不期望作用。此外，在一個(gè)實(shí)施方案中電極構(gòu)造的選擇包括基于靶器官來確定電極尺寸。例如，使用者可估計(jì)靶器官的橫向尺寸。采用估計(jì)的橫向尺寸，使用者單獨(dú)地或成組地確定電極尺寸，使得當(dāng)電極被完全插入靶器官時(shí)，電極不延伸超出靶器官?？?404中，在構(gòu)造和計(jì)劃后，使用者對(duì)能量控制器導(dǎo)向裝置進(jìn)行定位，并將電極插入靶組織中。按此處所描述，電極可被單獨(dú)或一起安置在機(jī)體組織中。在安置電極期間，可使用例如CT、MRI和/或超聲的實(shí)時(shí)成像，以確定其在組織的靶體積中的適當(dāng)位置。使用者將電極插入期望深度。此外，如果電極使用冷卻劑，使用者可適當(dāng)?shù)厥褂美鋮s劑。在涉及組織凝血系統(tǒng)的一些程序期間，使用者將靶器官與一個(gè)或多個(gè)臨近器官相分離，但實(shí)施方案并不局限于此。這樣做是為了防止電極在插入靶器官時(shí)刺到臨近器官上。作為替代，使用者可在靶器官和任何臨近器官之間安置屏障以保護(hù)臨近器官避免電極穿刺?？?406中，使用者將發(fā)生器中的功率耦合或施加到能量控制器導(dǎo)向裝置和電極上。作為替代，可將功率直接耦合到電極上。當(dāng)在該實(shí)例中描述功率時(shí)，多種替代實(shí)施方案可使用電流、電壓、阻抗、溫度、時(shí)間和/或這些參數(shù)的任意組合，代替功率作為控制參數(shù)，來控制組織凝血過程。可將功率一起或以預(yù)定順序依次耦合至所有電極，使其適應(yīng)于處理程序和/或靶組織類型。同樣地，電極的插入深度和耦合至電極的功率量可根據(jù)處理程序和/或靶組織類型而變化。如下詳細(xì)描述，在任何的很多程序中，可自動(dòng)和/或手動(dòng)控制功率的施加。當(dāng)使用自動(dòng)控制時(shí)，根據(jù)集成至發(fā)生器系統(tǒng)本身的一種或多種算法或控制器或通過在組織凝血系統(tǒng)的組件之間耦合的一種或多種分布式算法和/或控制器來控制過程。此外，可以控制功率向電極的施加，以響應(yīng)至少一種參數(shù)，其包括時(shí)間、溫度和/或與凝血過程有關(guān)的其它已知反饋參數(shù)。在框1408，采用與所用設(shè)備和程序適當(dāng)?shù)姆答亝?shù)來監(jiān)測(cè)組織的熱凝血。在框1406將功率耦合至能量控制器導(dǎo)向裝置/電極，導(dǎo)致在框1410在靶組織中產(chǎn)生凝血組織面。在一個(gè)實(shí)施方案中，采用適于設(shè)備和程序的預(yù)定參數(shù)和閾值來確定何時(shí)已經(jīng)產(chǎn)生凝血組織面。在框1412中，使用者根據(jù)靶組織重復(fù)程序的多個(gè)部分，直至產(chǎn)生具有適當(dāng)尺寸和形狀的凝血組織面。在一個(gè)實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)的操作包括使用溫度反饋系統(tǒng)，其中在組織內(nèi)一個(gè)或多個(gè)位置測(cè)量溫度，并改變或變化所傳遞功率(即增加、降低或維持不變)以維持能量傳遞的正確水平。采用該方法，將靶組織分成不同象限或分區(qū)，采用溫度反饋信息一個(gè)分區(qū)一個(gè)分區(qū)地單獨(dú)改變功率傳遞。當(dāng)給定分區(qū)的溫度增加至顯著超出其它分區(qū)時(shí)，向該分區(qū)的功率傳遞就被充分減少，以維持與其它分區(qū)的均衡或維持在預(yù)定靶溫度。相反地，根據(jù)溫度反饋信息，如果一個(gè)分區(qū)的溫度低于靶組織其它分區(qū)的溫度，就增加傳遞到該分區(qū)的功率，以實(shí)現(xiàn)與其它分區(qū)的均衡或預(yù)定靶溫度。也可使用預(yù)定的升溫速率使靶組織單獨(dú)分區(qū)的溫度與該靶組織中其它分區(qū)所導(dǎo)致的溫度相當(dāng)。例如，如果預(yù)定的升溫速率大致在35到40攝氏度/分鐘的范圍，則以初始速率施加功率，并評(píng)價(jià)溫度的增加。如果隨時(shí)間增加，靶組織中該單獨(dú)分區(qū)的溫度較低，則增加該分區(qū)的功率。如果靶組織中某分區(qū)的組織溫度增加超過預(yù)定速率，并導(dǎo)致較高溫度，則減少向該分區(qū)傳遞功率。本方法具有允許針對(duì)特異性組織類型和條件選擇預(yù)定速率的益處。另外，也更容易解釋由于各種因素例如血流而導(dǎo)致的熱損失局部變化。為實(shí)現(xiàn)更均勻的分布，可增加單位靶組織中分區(qū)的數(shù)目。此外，還可通過使用更小的預(yù)定溫度范圍來實(shí)現(xiàn)更均勻的分布。在一個(gè)實(shí)施方案中組織凝血系統(tǒng)的操作還包括使用向其施加功率量的組織的量的變化。在該方法中，通過增加或降低能量管路之間間隔來說明傳遞功率的自然流動(dòng)和重疊。這有效地改變能量通道，從而增加或降低相對(duì)抗性和能量流動(dòng)。這導(dǎo)致在靶組織內(nèi)平衡的功率消耗，和因此均勻的升溫。如上所述，組織中能量管路的間隔可用電路模擬。該模型向能量管路之間組織分配電阻值，其與能量管路之間的距離成比例。對(duì)該電路的分析允許調(diào)整能量管路之間的電阻或距離，以便在組織內(nèi)均勻量的能量消耗來提供相當(dāng)均勻的溫度增加，如上參考圖4、5和6所述。通常，使用組織凝血系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施方案的程序開始于根據(jù)功率源選擇充分傳導(dǎo)材料的能量管路。能量管路構(gòu)造應(yīng)在能量管路和靶組織之間具有足夠的界面，以適應(yīng)期望的功率傳遞速率，并由此導(dǎo)致溫度增加，因?yàn)橥ǔＴ谀芰抗苈分車嬖谧罡吣芰棵芏鹊狞c(diǎn)。能量管路和靶組織之間對(duì)于傳遞功率量不充分的界面可導(dǎo)致能量管路周圍組織的失水和炭化或燒焦的快速增加，其結(jié)果傾向于抑制或停止組織和能量管路之間的能量轉(zhuǎn)移。也可使用其它各種方法，通過降低能量管路周圍的溫度或溫度上升速率來幫助減輕這種限制。這些緩解方法包括冷卻能量管路或能量管路周圍組織、和/或在能量管路周圍增加試劑(agent)來減少能量管路和靶組織之間的能量阻抗，從而導(dǎo)致能量管路周圍的功率消耗降低。選擇能量管路之后，將能量管路安置于構(gòu)造中，導(dǎo)致足夠引起靶組織凝血的大致均勻的溫度增加。所用能量管路的數(shù)目和尺寸是幾個(gè)因素的函數(shù)，例如，這些因素包括，自功率源傳遞的可用能量、能量傳遞的時(shí)間長度、結(jié)果凝血組織的期望形狀、組織內(nèi)熱損失的量和組織炭化的敏感性等。一旦安置電極后，操作者即可開始向靶組織傳遞能量。當(dāng)使用基于組織電阻加熱的功率源時(shí)，例如當(dāng)使用RF電流時(shí)，在加熱的初始階段傳遞較低量的功率，但實(shí)施方案并不局限于此。初始傳遞能量的范圍大致在10到100瓦特之間，取決于電極插入深度，但并不局限于此，因?yàn)楣β手等Q于能量管路和組織之間界面表面積的量(對(duì)于相對(duì)較小的接觸表面積，可顯著減少其功率量；同樣地，對(duì)于相對(duì)較大的接觸表面積，可增加其功率量)。這就使得組織內(nèi)和能量管路周圍的細(xì)胞膜破裂并釋放出導(dǎo)電的間質(zhì)液。導(dǎo)電間質(zhì)液的釋放導(dǎo)致在能量管路周圍的阻抗更低，并支持隨后更量的功率傳遞。這種功率增加允許更大的功率傳遞，并縮短處理時(shí)間。此外，這種更大量的功率可以使更大血管凝血。在初始功率傳遞時(shí)，靶組織的溫度開始升高。諸如靶組織區(qū)域中的局部血流和延遲效應(yīng)(dilatoryeffect)之類的因素可導(dǎo)致靶組織的熱損失增加，從而減少緊臨該區(qū)域組織內(nèi)的溫度升高。通過增加增加通過該受影響區(qū)域的靶組織中的能量來增加向包含更大局部血流的區(qū)域傳遞的功率量，這種狀況在操作中被抵消。因?yàn)榭赏ㄟ^減少相鄰區(qū)域中同極性的可用能量管路的數(shù)量來增加特定區(qū)域內(nèi)的能量，同極性相鄰能量管路的部分撤回，例如，可減少這些能量管路的組織接合表面積，從而使更多能量重新定向入更高局部血流的區(qū)域。隨后，向包含更高局部血流的區(qū)域傳遞更多能量隨后補(bǔ)償額外的熱損失。一旦去除不平衡的血流，例如通過使單個(gè)大血管凝血，再次以大致均勻暴露地安置陣列中的能量管路。通過許多方式檢測(cè)靶組織中凝血過程的完成，包括使用組織溫度和/或組織阻抗。當(dāng)使用組織溫度時(shí)，可采用許多方式測(cè)量組織溫度。測(cè)量組織溫度的一種方式包括測(cè)量能量管路內(nèi)或其周圍的溫度。該測(cè)量技術(shù)很容易實(shí)行，因?yàn)樗捎媚芰抗苈穪戆仓没騻鬟f至少一個(gè)溫度傳感器，而無需額外的材料。然而，通過能量管路中的傳感器測(cè)量溫度，通常測(cè)量的是位于或接近最高能量密度位置的溫度；這傾向于提供比緊鄰能量管路的靶組織中測(cè)量溫度更高的溫度。通過使用能量管路和靶組織之間較大的接觸面，從而減少能量管路周圍的高能量密度，可在一定程度上減輕這個(gè)問題。如果使用RF能量，通過使用雙極型能量管路構(gòu)造也可減輕這個(gè)問題。因?yàn)槟芰抗苈肺挥诎薪M織的局部，雙極型構(gòu)造可維持更多的“視線(lineofsight)”能量傳播，導(dǎo)致遍布靶組織的更高能量密度。這與單極型方案形成對(duì)照，其中第一極性用于接近靶組織的能量管路，第二極性(相反)位于遠(yuǎn)離靶組織的位置；在該單極型構(gòu)造中，能量傾向于從能量管路向外面在所有方向分散，最終尋求具有最低阻抗的通路向遠(yuǎn)處的相反極性傳遞。測(cè)量組織溫度的另一種方法包括將溫度傳感器定位于靶組織內(nèi)，但遠(yuǎn)離能量管路。這就支持評(píng)價(jià)相對(duì)較低能量密度區(qū)域的溫度，產(chǎn)生較低或“較壞情況”的溫度指示。據(jù)此可注意到不正常熱損失的任何影響，例如從大血管中的熱損失。遠(yuǎn)離能量管路的組織溫度的測(cè)量包括使用固定位置用于遠(yuǎn)離能量管路的溫度測(cè)量，或在程序期間移動(dòng)溫度探頭測(cè)量遠(yuǎn)離能量管路的各個(gè)位置的溫度。一旦靶組織中的溫度達(dá)到組織凝血溫度(經(jīng)常為70攝氏度或超過70攝氏度)以上的溫度，即停止能量傳遞。確定凝血過程完成的另一種方法包括測(cè)量靶組織內(nèi)的電阻。向組織施加凝血能量時(shí)，由于導(dǎo)電性間質(zhì)液從組織釋放，能量管路和組織之間的電阻通常降低。在這種電阻降低后，當(dāng)組織溫度增加時(shí)，該電阻穩(wěn)定并在此維持。在凝血發(fā)生后仍繼續(xù)向組織傳遞能量時(shí)，將發(fā)生更高程度的組織失水。這種失水表現(xiàn)為能量管路間阻抗的緩慢增加。因此組織阻抗的較小持續(xù)上升表示組織凝血的完成和靶組織中更高失水的過程。進(jìn)一步施加能量導(dǎo)致大而快速的阻抗增加，這指示不期望的從失水向炭化或燒焦的轉(zhuǎn)變。因此，一旦觀察到阻抗的穩(wěn)定增加，即停止能量傳遞。假定靶組織的初始能量傳遞足夠低，以避免能量管路周圍的過早組織炭化。確定凝血過程完成的另一種替代方法包括使用溫度和組織阻抗測(cè)量/測(cè)量組件。溫度和組織阻抗測(cè)量組件位于單個(gè)反饋系統(tǒng)中，但實(shí)施方案并不局限于此。一旦靶組織中的凝血完成，移去能量管路。將能量管路重新安置于靶組織的另一區(qū)域，如此處所述，必要時(shí)重復(fù)上述方法以形成更大的凝血組織面。如果凝血方法采用雙極型RF能量，則最靠外的能量管路之一應(yīng)緊臨由先前凝血面所產(chǎn)生的凝血區(qū)域，但實(shí)施方案并不局限于此。一旦完成了已凝血的凝血面的全部長度，即通過凝血面進(jìn)行組織切除。多種替代實(shí)施方案可在一個(gè)程序中同時(shí)采用任何數(shù)目的能量控制器導(dǎo)向裝置/電極，以便形成具有適于治療程序的形狀和尺寸的凝血組織體積。基于本文所述的組織凝血系統(tǒng)，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員將會(huì)想到很多替代方案。如上所述，在一個(gè)實(shí)施方案中的能量施加在許多程序中被自動(dòng)和/或手動(dòng)控制。第一類型的程序根據(jù)時(shí)間進(jìn)度表使用預(yù)定模式的能量傳遞。第二類型的程序依照組織的溫度信息或反饋參數(shù)改變對(duì)靶組織體積的能量施加。第三類型的程序依照組織的阻抗信息或反饋參數(shù)并結(jié)合所用時(shí)間改變對(duì)靶組織體積的能量施加。第四類型的程序依照組織的阻抗信息或反饋參數(shù)改變對(duì)靶組織體積的能量施加。第五類型的程序依照組織的溫度和阻抗信息或反饋參數(shù)改變對(duì)靶組織體積的能量施加。將在下面對(duì)每一種程序類型進(jìn)行詳細(xì)描述。第一類型的程序根據(jù)時(shí)間進(jìn)度表采用預(yù)定模式的能量傳遞。在該第一程序類型下的一種程序指導(dǎo)使用者根據(jù)一個(gè)或多個(gè)電極在靶組織中的插入深度選擇預(yù)定功率設(shè)置，然后指導(dǎo)施加預(yù)定時(shí)間的能量。所述程序指導(dǎo)選擇15瓦特(W)功率設(shè)置對(duì)應(yīng)1厘米(“cm”)電極插入深度，30W功率設(shè)置對(duì)應(yīng)2cm電極插入深度，45W功率設(shè)置對(duì)應(yīng)3cm電極插入深度，60W功率設(shè)置對(duì)應(yīng)4cm電極插入深度，75W功率設(shè)置對(duì)應(yīng)5cm電極插入深度，和85W功率設(shè)置對(duì)應(yīng)6cm電極插入深度。在選擇適于電極插入深度的功率設(shè)置后，所述程序指導(dǎo)施加功率不超過大約3分鐘。在3分鐘時(shí)間結(jié)束時(shí)，使用者完全撤回電極并移去組織凝血裝置。根據(jù)需要所述過程重復(fù)進(jìn)行，以產(chǎn)生期望的切除組織體積。例如，該能量傳遞模式的使用可組合上述InLineTM射頻凝血裝置和RadioTherapeuticsCorporation(BostonScientific)發(fā)生器(ModelsRF2000TM或RF3000TM配備有電纜適配器記錄儀編號(hào)03-0504-U)，但并不局限于此。在該第一程序類型下的另一程序指導(dǎo)使用者根據(jù)時(shí)間進(jìn)度表和一個(gè)或多個(gè)電極在靶組織中的插入深度選擇預(yù)定功率值。例如1厘米(“cm”)電極插入深度，程序指導(dǎo)施加10瓦特功率維持90秒(“secs”)，然后立即施加15瓦特功率維持60秒，再立即施加20瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用2cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加25瓦特功率維持90秒，然后立即施加30瓦特功率維持60秒，再立即施加35瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用3cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加40瓦特功率維持90秒，然后立即施加45瓦特功率維持60秒，再立即施加50瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用4cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加55瓦特功率維持90秒，然后立即施加60瓦特功率維持60秒，再立即施加65瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用5cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加70瓦特功率維持90秒，然后立即施加75瓦特功率維持60秒，再立即施加80瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用6cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加80瓦特功率維持90秒，然后立即施加85瓦特功率維持60秒，再立即施加90瓦特功率維持30秒。在完成適合插入深度的3個(gè)功率周期時(shí)，使用者完全撤回電極并移去組織凝血裝置。根據(jù)需要重復(fù)該過程以產(chǎn)生期望的切除組織體積。在該第一程序類型下的又一程序指導(dǎo)使用者根據(jù)時(shí)間進(jìn)度表和一個(gè)或多個(gè)電極在靶組織中的插入深度選擇預(yù)定功率值。例如對(duì)于1cm電極插入深度，程序指導(dǎo)施加13瓦特功率維持90秒(“secs”)，然后立即施加15瓦特功率維持60秒，再立即施加17瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用2cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加27瓦特功率維持90秒，然后立即施加30瓦特功率維持60秒，再立即施加33瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用3cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加41瓦特功率維持90秒，然后立即施加45瓦特功率維持60秒，再立即施加50瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用4cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加54瓦特功率維持90秒，然后立即施加60瓦特功率維持60秒，再立即施加66瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用5cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加68瓦特功率維持90秒，然后立即施加75瓦特功率維持60秒，再立即施加83瓦特功率維持30秒。當(dāng)采用6cm電極插入深度時(shí)，程序指導(dǎo)施加77瓦特功率維持90秒，然后立即施加85瓦特功率維持60秒，再立即施加94瓦特功率維持30秒。在完成適合插入深度的3個(gè)功率周期時(shí)，使用者完全撤回電極并移去組織凝血裝置。根據(jù)需要重復(fù)該過程以產(chǎn)生期望的切除組織體積。例如，使用這種能量傳遞模式可組合上述InlineTM射頻凝血裝置和RITA系統(tǒng)RF發(fā)生器(Model1500，配備有電纜適配器記錄儀編號(hào)03-0501-U或Model1500X，配備有電纜適配器記錄儀編號(hào)03-0502-U)，但并不局限于此。使用這種能量傳遞模式也可組合Radionics(TycoHealthcare)Cool-tipTM射頻發(fā)生器(配備有電纜適配器記錄儀編號(hào)03-0503-U)。在這些程序中使用者根據(jù)時(shí)間進(jìn)度表和電極插入深度施加預(yù)定量功率，這些程序可有效用于很多類型組織的凝血。階段性功率傳遞導(dǎo)致在程序開始時(shí)傳遞較少量的功率，其中在沒有快速作用(flashingeffect)的程序較早時(shí)期，較少量的功率使具有較低血流的組織凝血，例如肝硬化組織和脂肪組織，所述快速作用能停止凝血程序。此外，在程序后期傳遞較大量功率使具有較高血流的組織完全凝血，而無需過分延長程序的總時(shí)間。第二類型的程序根據(jù)組織的溫度信息或反饋參數(shù)來改變向靶組織體積施加能量。這種程序包括基于從靶組織中至少一個(gè)溫度傳感器中接收的溫度信息來改變能量和/或能量施加時(shí)間。根據(jù)適于靶組織類型/程序的預(yù)定溫度參數(shù)來控制所施加能量和/或能量施加時(shí)間，以防止傳遞過多能量，并因此防止靶組織的過熱和燒焦。圖15為在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)溫度參數(shù)控制組織凝血的流程圖1500。框1502中，在將電極安置于靶組織中之后，使用者將傳遞到靶組織的能量增加P1量，其中P1的大致范圍為0.1W/sec到10W/sec?？?504中，確定靶組織中溫度變化速率是否小于或等于Imin，其中Imin的大致范圍為0.1攝氏度/sec到5攝氏度/sec?？?506中，當(dāng)溫度變化速率低于Imin，則增加傳遞到靶組織中的功率，并繼續(xù)框1504中的操作?？?508中，當(dāng)溫度變化速率高于Imin，需對(duì)靶組織中溫度變化速率進(jìn)行測(cè)量，以確定是否高于或等于Imax，其中Imin大致為5攝氏度/sec?？?510中，當(dāng)溫度變化速率高于Imax，則降低傳遞到靶組織中的能量，并繼續(xù)框1504中的操作。框1512中，當(dāng)靶組織中溫度變化速率在由Imin和Imax限定的范圍時(shí)，確定靶組織中溫度是否高于Tmax，其中Tmax的大致范圍為85到115攝氏度?？?514中，當(dāng)靶組織的溫度高于Tmax，則降低傳遞到靶組織中的功率，并繼續(xù)框1504中的操作。框1516中，當(dāng)靶組織中溫度變化速率在由Imin和Imax限定的范圍時(shí)，并且靶組織的溫度低于Tmax，則將傳遞到靶組織中的功率增加P2量，其中P2的大致范圍為0.1W/sec到10W/sec?？?518中，繼續(xù)操作，其中確定向靶組織施加功率所用時(shí)間是否超過Dmax，其中Dmax為大于1分鐘的預(yù)定量時(shí)間。框1520中，當(dāng)所用時(shí)間超過Dmax，則終止靶組織的功率施加；否則，繼續(xù)如上所述框1504的操作。如上所述，根據(jù)溫度參數(shù)控制組織凝血的實(shí)例程序采用下列的參數(shù)值P1大約為2W/sec，Imin大約為2攝氏度/sec；Imax大約為5攝氏度/sec；Tmax大約為105攝氏度；P2大約為4W/sec；和Dmax大約為3分鐘。這些參數(shù)僅為實(shí)例，并不限制此處描述的實(shí)施方案。當(dāng)采用溫度信息控制凝血時(shí)，以適當(dāng)速率升高溫度，例如大致速率范圍為25攝氏度/分鐘到100攝氏度/分鐘，直至靶組織中的溫度終點(diǎn)。在一個(gè)實(shí)施方案中溫度終點(diǎn)的大致范圍為55攝氏度到110攝氏度，但并不局限于此。使用電極周圍組織溫度的適當(dāng)上升導(dǎo)致靶組織細(xì)胞內(nèi)高傳導(dǎo)性流體的釋放。這種流體釋放降低電極周圍的阻抗，幫助防止炭化，并允許能量繼續(xù)(或增加)流向靶組織。這種釋放是由對(duì)細(xì)胞壁的熱破壞引起的。如果能量升高太快，流體將被快速煮沸或蒸干(flashoff)；這會(huì)導(dǎo)致沒有顯著的益處，并幫助增加組織炭化的傾向以及喪失向靶組織傳遞能量的能力。第三類型的程序根據(jù)組織的阻抗信息或反饋參數(shù)并結(jié)合所用時(shí)間來改變對(duì)靶組織體積的能量施加。通常這種類型的程序根據(jù)預(yù)定時(shí)間進(jìn)度表并根據(jù)阻抗變化以及與靶組織接合電極(電極的接合表面積是電極尺寸和電極插入深度的函數(shù))的量來對(duì)靶組織施加功率。圖16為在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)阻抗和時(shí)間參數(shù)控制組織凝血的流程圖1600?？?602中，在將電極安置于靶組織中之后，使用者將傳遞到靶組織的功率增加P1量，其中P1的大致范圍為0.1W/sec到10W/sec。框1604中，確定所用時(shí)間是否超過T1，其中T1的大致范圍為1秒到100秒?？?608中，當(dāng)所用時(shí)間超過T1，確定靶組織的阻抗是否超過量Imax，其中Imax的大致范圍為1歐姆到200歐姆?？?612中，當(dāng)阻抗超過Imax，則終止向靶組織施加功率；否則繼續(xù)如上所述框1602的操作?？?606中，當(dāng)所用時(shí)間不超過在框1604中測(cè)量的T1時(shí)，確定靶組織的阻抗是否正下降。如果阻抗不是正下降，則繼續(xù)如上所述框1602的操作?？?610中，如果阻抗正下降，則維持向靶組織施加功率，并繼續(xù)框1608的操作，其中確定靶組織的阻抗是否超過Imax?？?612中，當(dāng)阻抗超過Imax，終止向靶組織施加功率；否則繼續(xù)如上所述框1602的操作。如上所述，根據(jù)阻抗參數(shù)控制組織凝血的實(shí)例程使用下列參數(shù)值P1大約為2W/sec；T1大約為15秒；和Imax大約為50歐姆。這些參數(shù)僅為實(shí)例，此處描述的實(shí)施方案并不局限于此。第四類型的程序根據(jù)組織的阻抗信息或反饋參數(shù)改變對(duì)靶組織體積的功率施加。通常該類型的程序根據(jù)阻抗變化和與靶組織接合電極(電極的接合表面積是電極尺寸和電極插入深度的函數(shù))的量來對(duì)靶組織施加功率。作為實(shí)例，在一個(gè)實(shí)施方案中施加功率直至靶組織的阻抗開始下降。當(dāng)阻抗開始下降時(shí)，將功率水平穩(wěn)定在大致恒定的水平直至阻抗穩(wěn)定。一旦阻抗穩(wěn)定，將功率水平增加至預(yù)定水平并維持直至阻抗開始增加。當(dāng)阻抗開始增加時(shí)，可將功率水平逐漸降低以便維持或延長阻抗增加的持續(xù)時(shí)間。作為另一實(shí)例，施加功率直至靶組織的阻抗開始下降。當(dāng)阻抗開始下降時(shí)，將功率水平穩(wěn)定在大致恒定的水平直至阻抗穩(wěn)定。一旦阻抗穩(wěn)定，逐漸增加功率水平直至阻抗開始增加?？梢?guī)定最大功率水平，但實(shí)施方案并不局限于此。當(dāng)阻抗開始上升時(shí)，可逐漸降低功率水平以便維持或延長阻抗上升的持續(xù)時(shí)間。圖17為在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)阻抗參數(shù)控制組織凝血的流程圖1700?？?702中，在將電極安置于靶組織中之后，設(shè)置初始阻抗水平Iinitial，其中根據(jù)靶組織的組織類型選擇或確定Iinitial?？?704中，然后將傳遞到靶組織的能量增加P1量，其中P1的大致范圍為0.1W/sec到10W/sec?？?706中，確定初始阻抗水平Iinitial的降低是否超過Ilow1，其中Ilow1的大致范圍為0.1歐姆到5歐姆?？?708中，如果初始阻抗水平Iinitial的降低沒有超過Ilow1，則將傳遞至靶組織的功率增加P2量，其中P2的大致范圍為0.1W/sec到10W/sec，并繼續(xù)如上所述框1706的操作?？?710中，如果初始阻抗水平Iinitial的降低超過Ilow1，則將傳遞至靶組織的功率穩(wěn)定，并維持在現(xiàn)有水平?？?712中，設(shè)置靶組織中的已降低阻抗并定義為值Idropping?？?714中，然后監(jiān)測(cè)阻抗水平Idropping的下降是否超過阻抗水平Ilow2，其中Ilow2的大致范圍為1歐姆到20歐姆。如果阻抗水平Idropping的下降已經(jīng)超過Ilow2，則繼續(xù)框1710的操作，其中維持傳遞到靶組織的功率并繼續(xù)如上所述的操作。框1716中，如果阻抗水平Idropping的降低沒有超過Ilow2，則將傳遞到靶組織的功率增加P3量，其中P3的大致范圍為0.1W/sec到10W/sec。框1718中，確定傳遞到靶組織中的功率是否等于或大于Pmax。根據(jù)包括靶組織類型、初始阻抗水平Iinitial、電極尺寸和電極插入深度的至少一個(gè)參數(shù)，從查找表(lookuptable)中確定一個(gè)實(shí)施方案中的功率水平Pmax，但并不限于此。作為替代，根據(jù)包括靶組織類型、初始阻抗水平Iinitial、電極尺寸和電極插入深度的至少一個(gè)參數(shù)，預(yù)先規(guī)定和預(yù)設(shè)Pmax，但并不局限于此?？?716中，如果當(dāng)前功率水平低于Pmax，則將傳遞到靶組織的功率增加P3量，并繼續(xù)如上所述的操作?？?718中，如果功率水平等于或大于Pmax，則在框1720中維持功率水平。然后在框1722中，監(jiān)測(cè)阻抗水平Idropping的增加是否超過Ihigh1。在一個(gè)實(shí)施方案中阻抗水平Ihigh1大約等于或高于2倍的阻抗水平Iinitial，但并不局限于此?？?718中，如果阻抗水平Idroppmg的變化不超過Ihigh1，則確定傳遞到靶組織的功率水平是否等于或大于Pmax量，并繼續(xù)如上所述的操作。然而，框1724中，如果阻抗水平Idropping的變化超過Ihigh1，則終止向靶組織的功率施加。如上所述，根據(jù)阻抗參數(shù)控制組織凝血的一個(gè)實(shí)例程序采用下列參數(shù)值P1大約為2W/sec；P2大約為4W/sec；Ilow1大約為1歐姆；和Ilow2大約為1歐姆。作為替代，功率水平P1、P2和P3可以相等，但并不局限于此。這些參數(shù)僅為實(shí)例，并不限制此處描述的實(shí)施方案。圖18為在一個(gè)實(shí)施方案中用于控制組織凝血的阻抗(阻抗(歐姆))1802和功率(功率(W))1804(y-軸)對(duì)時(shí)間(時(shí)間(分鐘))(x-軸)的曲線圖。在下列描述中，阻抗曲線1802包括區(qū)域1、2、3、5、6、9、10和12，而功率曲線1804包括區(qū)域4、7、8、11和13。該曲線圖1800通常代表在阻抗控制下采用一種組織凝血系統(tǒng)實(shí)施方案的組織凝血程序期間的阻抗1802和功率1804。該曲線圖1800通?？捎糜谝环N組織凝血系統(tǒng)實(shí)施方案的手動(dòng)、自動(dòng)和自動(dòng)/手動(dòng)組合控制中的至少一種中。該曲線圖1800僅為一個(gè)實(shí)例，并不限制此處描述的實(shí)施方案。曲線圖1800采用電極插入靶組織中深度大約為4到5厘米而產(chǎn)生，但并不局限于此。例如，電極插入深度的增加將使阻抗1802曲線相對(duì)于y-軸數(shù)值向上偏移，而功率1804曲線相對(duì)于y-軸數(shù)值向下偏移。而且，不同類型的靶組織可使阻抗1802和功率1804的曲線向上或向下偏移。此外，不同尺寸的電極可改變阻抗曲線1802的形狀，其中相對(duì)于較小電極，通常較大電極導(dǎo)致阻抗曲線更為平緩的變化。在一個(gè)實(shí)施方案中使用組織凝血系統(tǒng)的程序開始于使用者在靶組織中安置/插入電極。采用標(biāo)準(zhǔn)手術(shù)技術(shù)，使用者確定待用的適當(dāng)切除面。撤回裝置中的所有電極，并將裝置與患者接觸，從而將所有電極適當(dāng)定位以插入期望組織中。然后采用適當(dāng)?shù)某上駥?dǎo)引將電極插入靶組織中。曲線圖1800的區(qū)域1通常代表由于電極安置/插入靶組織中所導(dǎo)致的阻抗下降。區(qū)域2通常代表電極最終安置在靶組織中期間和之后而穩(wěn)定時(shí)的阻抗。區(qū)域3通常代表電極安置在靶組織中之后的穩(wěn)定阻抗。在將電極安置于靶組織中并且阻抗穩(wěn)定化之后，如上所述通過插入電極將功率施加到靶組織上。區(qū)域4通常代表組織凝血系統(tǒng)將功率施加到靶組織的點(diǎn)。區(qū)域5通常代表由于施加功率而引起的靶組織中阻抗降低。由于功率施加而導(dǎo)致的阻抗降低導(dǎo)致靶組織中細(xì)胞膜融解或破裂，并釋放出傳導(dǎo)性流體至電極區(qū)域。區(qū)域6通常代表在組織凝血系統(tǒng)初始施加功率之后靶組織中穩(wěn)定化的阻抗。一旦靶組織中阻抗穩(wěn)定化，組織凝血系統(tǒng)將增加施加到靶組織中的功率?？梢愿鶕?jù)任意的多種程序來增加功率，例如包括逐步方式增加、線性增加至預(yù)定最大水平、指數(shù)方式增加、以及增加直至靶組織達(dá)到預(yù)定溫度。區(qū)域7通常代表施加到靶組織的功率的增加，區(qū)域8通常代表功率可增加到的最大功率水平。區(qū)域9通常代表在組織凝血系統(tǒng)施加增加功率期間/之后靶組織中穩(wěn)定化的阻抗。由于向靶組織施加功率，靶組織發(fā)生失水(曲線圖中的區(qū)域7和8)。靶組織的失水通常導(dǎo)致靶組織阻抗的增加，其中阻抗的增加速率是根據(jù)所施加功率水平而控制的。區(qū)域10通常代表由于組織失水而發(fā)生靶組織阻抗增加。區(qū)域11通常代表根據(jù)阻抗增加而將施加到靶組織的功率降低的速率，而區(qū)域12通常代表靶組織中相應(yīng)的阻抗增加速率。在自動(dòng)和/或手動(dòng)控制下，組織凝血系統(tǒng)以任意的多種速率減少施加到靶組織中的功率，以便控制阻抗上升的速率。例如，增加功率減少的速率(增加區(qū)域11的斜率)可導(dǎo)致阻抗增加更慢(降低區(qū)域12的斜率)。同樣地，降低功率減少的速率(降低區(qū)域11的斜率)可導(dǎo)致阻抗增加更快(增加區(qū)域12的斜率)。根據(jù)靶組織的組織類型和/或使用者來規(guī)定功率減少的速率，但并不局限于此。區(qū)域13通常代表終止向靶組織施加功率，并因此終止凝血程序。轉(zhuǎn)到第五類型的程序，根據(jù)靶組織的溫度和阻抗信息或反饋參數(shù)，這種程序改變施加于靶組織體積的能量。通常，該類型的程序根據(jù)靶組織中溫度和阻抗的變化將功率施加于靶組織中。阻抗變化涉及與靶組織接合的電極數(shù)量(電極的接合表面積是電極尺寸和電極插入深度的函數(shù))，但并不局限于此。作為實(shí)例，在一個(gè)實(shí)施方案中，施加功率直至靶組織的阻抗開始下降。隨著阻抗下降，功率水平被穩(wěn)定在大致恒定的水平，直至阻抗穩(wěn)定。一旦阻抗穩(wěn)定，則根據(jù)預(yù)定斜率增加功率水平。當(dāng)靶組織達(dá)到預(yù)定的靶溫度時(shí)，根據(jù)凝血體積的構(gòu)造來改變功率水平，以維持靶溫度直至阻抗增加到預(yù)定靶阻抗的時(shí)間。在另一替代程序中，當(dāng)靶組織達(dá)到預(yù)定的靶溫度時(shí)，改變功率水平，以維持靶溫度直至阻抗以預(yù)定增加速率增加的時(shí)間。圖19為時(shí)間對(duì)阻抗的曲線圖1900，其描述在一個(gè)實(shí)施方案中采用組織凝血系統(tǒng)的有效組織凝血循環(huán)。在該循環(huán)期間，隨著電極和組織之間電接觸面的量增加，阻抗隨之降低(曲線圖1900中的“電極安置”部分)。然后隨著電極相對(duì)于組織的最后安置，阻抗穩(wěn)定(曲線圖1900中的“初始阻抗”部分)。隨著施加足夠的能量導(dǎo)致間質(zhì)液的釋放，阻抗進(jìn)一步降低(曲線圖1900中的“阻抗下降”部分)，然后，隨著組織溫度繼續(xù)上升，阻抗達(dá)到相對(duì)穩(wěn)態(tài)或恒定(曲線圖1900中的“穩(wěn)態(tài)阻抗”部分)。隨著組織失水變得更為顯著，相對(duì)穩(wěn)態(tài)的阻抗變?yōu)榫徛厣仙?曲線圖1900中的“阻抗上升-組織失水”部分)。圖20為時(shí)間對(duì)阻抗的曲線圖2000，其描述在一個(gè)實(shí)施方案中不期望的組織凝血循環(huán)，其中相對(duì)于采用組織凝血系統(tǒng)處理組織的量，向組織施加功率的量太低。與上述曲線圖1900類似，在該循環(huán)2000期間，隨著電極和組織之間的電接觸面的量增加，阻抗降低(曲線圖2000中的“電極安置”部分)；然后隨著電極相對(duì)于組織的最后安置，阻抗穩(wěn)定(曲線圖2000中的“初始阻抗”部分)；隨著施加足夠能量導(dǎo)致間質(zhì)液的釋放，阻抗進(jìn)一步降低(曲線圖2000中的“阻抗下降”部分)；然后，隨著組織溫度繼續(xù)上升，阻抗達(dá)到相對(duì)恒定(曲線圖2000中的“穩(wěn)態(tài)阻抗”部分)。然而，在循環(huán)結(jié)束時(shí)，阻抗并不隨著循環(huán)的結(jié)束而增加(“循環(huán)結(jié)束”)。由于傳遞的功率不足，組織并沒有完全失水，導(dǎo)致很少或沒有止血。圖21為時(shí)間對(duì)阻抗的曲線圖2100，其描述在一個(gè)實(shí)施方案中不期望的組織凝血循環(huán)，其中相對(duì)于采用組織凝血系統(tǒng)處理組織的量，向組織施加功率的量太高。與上述曲線圖1900類似，在該循環(huán)2100期間，隨著電極和組織之間的電接觸面的量增加，阻抗降低(曲線圖2100中的“電極安置部分”)，然后隨著電極相對(duì)于組織的最后安置，阻抗穩(wěn)定(曲線圖2100中的“初始阻抗”部分)，隨著施加足夠能量導(dǎo)致間質(zhì)液的釋放，阻抗進(jìn)一步降低(曲線圖2100中的“阻抗下降”部分)，然后，隨著組織溫度繼續(xù)上升，阻抗達(dá)到相對(duì)恒定(曲線圖2100中的“穩(wěn)態(tài)阻抗”部分)。然而，在循環(huán)結(jié)束前，阻抗快速上升(曲線圖2100中的“阻抗快速上升”部分)。阻抗的快速上升導(dǎo)致相對(duì)較大的組織阻抗值而終止循環(huán)(曲線圖2100中的“循環(huán)結(jié)束”部分)。因此，向靶組織傳遞過量的功率導(dǎo)致靶組織的不完全凝血。圖22為在一個(gè)自動(dòng)控制循環(huán)的流程圖2200，其中在一個(gè)實(shí)施方案中作為多種組織類型、阻抗、待處理組織的量以及循環(huán)時(shí)間的函數(shù)，來控制用組織凝血系統(tǒng)傳遞到組織的功率的參數(shù)。傳遞功率的參數(shù)包括傳遞到組織中功率的量、功率傳遞到組織的速率、功率傳遞的持續(xù)時(shí)間以及功率傳遞的時(shí)間方案中的至少一種，但實(shí)施方案并不局限于此?？?201中，控制循環(huán)2200開始于初始化所有變量。在框2202中測(cè)量阻抗，并將測(cè)量的阻抗與先前的阻抗值進(jìn)行對(duì)比，在此情況下先前值為初始化數(shù)值?？?203中，將測(cè)量的阻抗與預(yù)定最小阻抗值“IL”進(jìn)行對(duì)比。如果測(cè)量阻抗不穩(wěn)定和/或超過IL值，則返回框2250的操作，其中如上所述參考框2202和2203重復(fù)測(cè)量和數(shù)值檢查。如上圖1900、2000和2100所述，在程序的“電極安置”部分期間，該操作是典型操作。框2203中，當(dāng)測(cè)量阻抗穩(wěn)定并高于IL值時(shí)，繼續(xù)在框2204中操作以確定是否已經(jīng)滿足使用者輸入來開始能量施加。如果不能滿足使用者輸入，則操作返回框2250，其中如上所述參考框2202和2203重復(fù)測(cè)量和數(shù)值檢查。當(dāng)框2204中滿足了使用者輸入時(shí)，在框2205中以預(yù)定功率水平向靶組織中施加能量，預(yù)定功率水平相對(duì)于穩(wěn)定阻抗值而設(shè)定或確定(在框2203中測(cè)量)。這就部分地說明了被處理的靶組織的量和類型。較高的阻抗水平要求相對(duì)較低量的能量，而較低的阻抗水平要求相對(duì)較高量的能量傳遞，二者形成對(duì)比。流程圖的這一部分相當(dāng)于如上所述圖1900、2000和2100的“初始阻抗”和“功率施加”部分。在框2206，與以預(yù)設(shè)功率水平施加能量一起，進(jìn)行另一次阻抗測(cè)量，并將第二次阻抗測(cè)量與先前在框2202中測(cè)量的第一次阻抗值進(jìn)行對(duì)比。當(dāng)?shù)谝淮魏偷诙巫杩怪档膶?duì)比表明阻抗沒有改變，在框2208將施加的能量或功率增加N1％，并且操作返回以重復(fù)框2206和2207中的阻抗測(cè)量和對(duì)比。當(dāng)?shù)谝淮魏偷诙巫杩怪档膶?duì)比表明阻抗在增加時(shí)，在框2209中，將功率減少，并以R1速率重新施加功率至稍低于先前水平的水平L1％；然后操作返回以重復(fù)框2206和2207中的阻抗測(cè)量和對(duì)比。當(dāng)在框2207中第一次和第二次阻抗值的對(duì)比表明阻抗既不穩(wěn)定也沒有增加時(shí)，則在框2210中確定阻抗正在降低。在框2211，根據(jù)阻抗降低將所施加功率的水平維持在恒定水平。流程圖中的這一部分相當(dāng)于如上所述圖1900、2000和2100中的“阻抗下降”部分。在框2212中，第三次測(cè)量阻抗值，并在框2213中確定所測(cè)量阻抗值是否繼續(xù)下降。在框2213中，當(dāng)先前測(cè)量阻抗值的對(duì)比表明阻抗在下降，則操作返回以保持所施加功率在恒定水平，并重復(fù)框2211和2212中的阻抗測(cè)量和對(duì)比。在框2213中，當(dāng)先前測(cè)量阻抗值的對(duì)比表明阻抗沒有下降，在框2214第四次測(cè)量阻抗值，并在框2215中將該第四阻抗測(cè)量值與先前測(cè)量阻抗值的一個(gè)或多個(gè)進(jìn)行對(duì)比。當(dāng)阻抗測(cè)量值的對(duì)比表明阻抗值未在下降時(shí)，表明阻抗已經(jīng)穩(wěn)定，則在框2216將功率增加N2％，并且操作返回以重復(fù)框2214和2215中的阻抗測(cè)量和對(duì)比。流程圖中的這一部分相當(dāng)于如上所述圖1900、2000和2100中的“穩(wěn)態(tài)阻抗”部分。功率的這種增加幫助防止參考上圖2000中所述情況的發(fā)生，而不導(dǎo)致上圖2100中所述的結(jié)束條件。當(dāng)阻抗測(cè)量值(框2215)的對(duì)比表明阻抗正在增加時(shí)，則在框2217進(jìn)行循環(huán)完成百分比的對(duì)比。通過對(duì)比控制循環(huán)的所用時(shí)間和預(yù)定量的時(shí)間來進(jìn)行循環(huán)結(jié)束時(shí)百分比的對(duì)比，但實(shí)施方案并不局限于此。在框2218，如果循環(huán)完成超過大約100％，則將測(cè)量阻抗與預(yù)定高阻抗值“IH”進(jìn)行對(duì)比。在框2219，如果測(cè)量阻抗超過IH值，則結(jié)束循環(huán)，并終止向靶組織施加功率。流程圖中的這一部分相當(dāng)于如上所述圖1900、2000和2100中的“循環(huán)結(jié)束”部分。如果測(cè)量阻抗不超過IH值(框2218)，則操作返回以重復(fù)框2214和2215中的阻抗測(cè)量和對(duì)比。然而，如果通過在框2217的對(duì)比確定循環(huán)結(jié)束不超過大約100％，則評(píng)價(jià)測(cè)量的阻抗值并確定阻抗增加速率。在框2220中，將阻抗增加速率與第一預(yù)定阻抗增加速率值“IR1”進(jìn)行對(duì)比。如果阻抗增加速率不超過IR1值(框2220)，則操作返回以重復(fù)框2214和2215中的阻抗測(cè)量和對(duì)比。如果阻抗增加速率超過IR1值，則在框2221中也將阻抗增加速率與第二預(yù)定阻抗增加速率“IR2”值進(jìn)行對(duì)比。如果阻抗增加速率不超過IR2值(框2221)，則在框2222中，將功率降低相對(duì)較小的量，并操作返回以重復(fù)框2214和2215中的阻抗測(cè)量和對(duì)比。如果阻抗增加超過IR2值(框2221)，則在框2223中將傳遞功率減少，并以R2速率重新施加至低于先前水平的水平L2％；然后操作返回以重復(fù)框2214和2215中的阻抗測(cè)量和對(duì)比。參考如上所述流程圖2200中的框編號(hào)，下面舉例這些變量的實(shí)例數(shù)值，但實(shí)施方案并不局限于所述變量為這些數(shù)值雖然已經(jīng)將上述控制算法2200作為自動(dòng)過程描述，但也可實(shí)現(xiàn)算法2200的手動(dòng)調(diào)節(jié)。盡管該控制過程的手動(dòng)版本可能不夠精確或可重復(fù)，但它們?nèi)允强梢越邮艿?。?duì)生物組織施加能量以提供可控止血的方法包括以下的至少一種配置電極陣列，所述電極陣列采用兩對(duì)或多對(duì)電極在至少一個(gè)靶組織體積中提供均勻的能量密度，其中所述電極包括在一對(duì)或多對(duì)電極之間的不規(guī)則間隔以及一種或多種電極直徑中的至少一種；采用該配置在靶組織體積的選定深度定位電極陣列中的每個(gè)電極，以及通過經(jīng)電極從至少一個(gè)能量源向靶組織體積傳遞的能量而在靶組織體積中產(chǎn)生凝血組織面，以及根據(jù)所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種來控制能量傳遞。在一個(gè)實(shí)施方案中的不規(guī)則間隔包括在電極陣列中心電極之間的第一間隔，它比在電極陣列外周電極之間的第二間隔相對(duì)更大。可在能量傳遞期間采用靶組織體積至少一種性質(zhì)的變化來確定一個(gè)實(shí)施方案中的期望止血水平。所述變化包括靶組織體積阻抗變化的至少一種，但并不局限于此。阻抗的變化可在能量傳遞期間確定。在一個(gè)實(shí)施方案中，能量傳遞根據(jù)靶組織體積的預(yù)定性質(zhì)和電極陣列與靶組織體積的關(guān)系中的至少一種來控制。例如，可根據(jù)靶組織體積的阻抗來控制能量傳遞。采用一次或多次阻抗測(cè)量來確定靶組織體積的阻抗，并通過與至少一個(gè)預(yù)定阻抗閾值進(jìn)行比較來控制。在一個(gè)實(shí)施方案中，能量傳遞包括采用臨界阻尼的波形來施加能量，其中采用靶組織的至少一種性質(zhì)來確定所述波形的至少一種阻尼參數(shù)。與能量的恒定施加相比，在一個(gè)實(shí)施方案中采用阻尼波形的能量傳遞允許將更多能量傳遞到組織中。如果以此量施加恒定能量，能量控制器周圍的組織將會(huì)很快變得過熱、燒焦，并導(dǎo)致阻抗的過分增加，從而過早地停止能量傳遞。作為替代，根據(jù)一種或多種條件例如初始穩(wěn)定阻抗來施加高水平的能量。在施加能量時(shí)監(jiān)測(cè)阻抗；并且當(dāng)阻抗開始上升時(shí)，在某時(shí)間段中能量循環(huán)到某個(gè)較低的水平。然后增加能量并重復(fù)循環(huán)。這種循環(huán)允許在施加較低能量期間組織發(fā)生再水化。重復(fù)這一過程，直至阻抗變化改變預(yù)定量，例如阻抗更快速地上升。此時(shí)可增加能量施加和減少的時(shí)間。該變化還允許系統(tǒng)阻抗更穩(wěn)定。隨著阻抗變化更加顯著，能量傳遞的幅度降低，并可包括周期性變化。隨著凝血進(jìn)行，即使施加較小能量，組織阻抗還保持較高水平，則表明凝血過程完成。類似地，能量的初始施加可能太低，導(dǎo)致很少或沒有系統(tǒng)阻抗變化。在此情況下，采用此處描述的阻尼波方法在一或多次施加中增加能量，來幫助使傳遞能量水平最大化。此外，如果能量的初始施加太大，導(dǎo)致阻抗的過早或過分增加，在一個(gè)實(shí)施方案中可使用阻尼波方法減少能量。圖23為在一個(gè)實(shí)施方案中阻尼波能量傳遞中所施加功率(百分率)對(duì)時(shí)間的曲線圖2300。下面參考圖中顯示的特定點(diǎn)(例如“1”、“2”等)來描述阻尼波方法，但并不局限于此。阻尼波方法如下進(jìn)行1.開始向靶組織傳遞能量；2.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的初始能量傳遞的期望斜率；3.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的靶組織初始全能量傳遞；4.基于組織性質(zhì)變化的初始全能量傳遞持續(xù)時(shí)間；5.由于組織變化(例如組織性質(zhì))的能量降低；6.初始滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)；7.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的第二能量傳遞水平；8.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；9.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；10.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；11.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；12.基于組織性質(zhì)變化的阻尼能量傳遞水平；13.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；14.基于組織變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；15.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；16.基于組織變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；17.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；18.基于組織變化而不管滯留持續(xù)時(shí)間和斜率是否變化的持續(xù)阻尼能量傳遞；和19.由于組織變化終止向靶組織傳遞能量。圖24為在一個(gè)實(shí)施方案中包括增加能量調(diào)節(jié)的阻尼波能量傳遞中所施加功率(百分率)對(duì)時(shí)間的曲線圖2400。下面參考圖中顯示的特定點(diǎn)(例如“1”、“2”等)來描述阻尼波方法，但并不局限于此。阻尼波方法如下進(jìn)行1.開始向靶組織傳遞能量；2.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的初始能量傳遞的期望斜率；3.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的靶組織初始能量傳遞；4.基于組織性質(zhì)變化的增加的能量傳遞持續(xù)時(shí)間；5.由于組織變化(例如組織性質(zhì))的能量降低；6.初始滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)；7.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的第二能量傳遞水平；8.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；9.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；10.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；11.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；12.基于組織性質(zhì)變化的阻尼能量傳遞水平；13.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；14.基于組織變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；15.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；16.基于組織變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；17.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；18.基于組織變化而不管滯留持續(xù)時(shí)間和斜率是否變化的持續(xù)阻尼能量傳遞；和19.由于組織變化終止能量傳遞。圖25為在一個(gè)實(shí)施方案中包括降低能量調(diào)節(jié)的阻尼波能量傳遞申所施加功率(百分率)對(duì)時(shí)間的曲線圖2500。下面參考圖中顯示的特定點(diǎn)(例如“1”、“2”等)來描述阻尼波方法，但并不局限于此。阻尼波方法如下進(jìn)行1.開始向靶組織傳遞能量；2.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的初始能量傳遞的期望斜率；3.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的靶組織初始全能量傳遞；4.基于組織性質(zhì)變化的初始全能量傳遞持續(xù)時(shí)間；5.由于組織變化的靶組織能量降低；6.初始滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)；7.基于預(yù)設(shè)值和/或組織性質(zhì)的第二能量傳遞水平；8.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；9.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；10.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；11.基于組織性質(zhì)變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；12.基于組織性質(zhì)變化的阻尼能量傳遞水平；13.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；14.基于組織變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；15.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；16.基于組織變化的改變的滯留持續(xù)時(shí)間和能量斜率；17.基于組織變化的阻尼能量傳遞水平；18.基于組織變化而不管滯留持續(xù)時(shí)間和斜率是否變化的持續(xù)阻尼能量傳遞；和19.由于組織變化終止能量傳遞。上述對(duì)電極插入深度和相應(yīng)功率設(shè)置的程序和算法僅作為指導(dǎo)提供，可根據(jù)使用者經(jīng)驗(yàn)和單個(gè)靶組織類型的熱需求進(jìn)行調(diào)整。關(guān)于上述InLineTM射頻凝血裝置，這些參考插入深度和功率設(shè)置僅供參考，并非InLineTM使用說明的替代品，也不應(yīng)該替代InLineTM的使用說明。在每一次使用該裝置之前，使用者自己應(yīng)完全熟悉InLineTM的使用說明，并且應(yīng)遵循InLineTM使用說明中的所有適應(yīng)癥(Indication)、禁忌癥(Contraindication)、警告(Warning)、預(yù)防(Precaution)和小心(Caution)。上述的組織凝血系統(tǒng)和有關(guān)方法可以多種組合包括其他組成。例如，除上述顯示器和控制器以外，可使用定向框架或無框?yàn)g覽器系統(tǒng)來導(dǎo)引和安置能量控制器導(dǎo)向裝置/電極。也可使用各種導(dǎo)向管(guidetube)、板(template)、支持設(shè)備、弧系統(tǒng)(arcsystem)和空間數(shù)字轉(zhuǎn)換器來幫助在靶組織中安置電極。也可以在安置電極和/或產(chǎn)生凝血組織之前、期間或之后使用成像設(shè)備例如CT、MRI、超聲等。除包括很多類型和組合的組件以外，還有上述組織凝血系統(tǒng)組件的很多替代實(shí)施方案。這些替代實(shí)施方案中的一些包括下述能量控制器導(dǎo)向裝置和電極的替代實(shí)施方案。在一個(gè)替代實(shí)施方案中，能量控制器導(dǎo)向裝置包括柔軟的正形投影底部元件(conformalbottomelement)，其在靶組織和能量控制器導(dǎo)向裝置之間形成正形投影表面。正形投影元件采用下面靶組織表面的形狀。正形投影底部元件可從很多種材料來構(gòu)建，它們包括硅樹脂、生物相容性泡沫橡膠和聚氨酯。正形投影底部元件亦可使用膨脹(inflated)物形成。在多種替代實(shí)施方案中，能量控制器導(dǎo)向裝置可采用多種形狀，包括但不限于半圓形、弧形和角形。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員亦可想到其它很多形狀。圖26表示在一個(gè)實(shí)施方案中的柔性和半柔性導(dǎo)向裝置2602。該柔性導(dǎo)向裝置2602在兩面提供柔性。圖27表示另一替代實(shí)施方案中的柔性和半柔性導(dǎo)向裝置2702，該柔性導(dǎo)向裝置2602在一面提供柔性。盡管如上所述這些導(dǎo)向裝置2602和2702被配置為將功率連接和耦合至電極(參考圖2、3、8、9和10)，但這些導(dǎo)向裝置2602和2702允許使用者在一定限度內(nèi)改變導(dǎo)向裝置來形成期望的形狀，從而允許所得凝血面與期望結(jié)果相匹配或避開關(guān)鍵解剖學(xué)結(jié)構(gòu)。請(qǐng)注意包括曲線部分的期望形狀是從具有不同尺寸的一系列凝血面形成的，但實(shí)施方案并不局限于此。這些導(dǎo)向裝置2602和2702可以在單個(gè)或多個(gè)平面是柔性或半柔性的。單面柔性的導(dǎo)向裝置2602和2702可變形為導(dǎo)向裝置下靶組織的形狀。具有第二面柔性的導(dǎo)向裝置2602和2702可用于匹配表面形狀或必要時(shí)手術(shù)部位位置的形狀。圖28為在一個(gè)實(shí)施方案中包括連接成分2802的能量控制器陣列，所述連接成分提供用于將能量控制器2804同時(shí)插入或撤出靶組織。將能量控制器連接到連接成分2802上允許通過能量控制器導(dǎo)向裝置102來同時(shí)插入或撤回所有能量控制器2804。作為一個(gè)實(shí)例，所有能量控制器2804可具有相同長度，從而允許將所有能量控制器2804同時(shí)插入組織中的期望深度。當(dāng)期望全厚度的凝血面時(shí)，這很有益處，沒有禁忌能量控制器的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)，并且易用性很重要。圖29為另一實(shí)施方案中包括連接到能量控制器2904的連接成分2902的能量控制器陣列。選擇能量控制器2904具有不均勻長度，因?yàn)樗鼈儽恢瞥膳c靶組織或器官的厚度和形狀相匹配，和/或避開重要解剖學(xué)結(jié)構(gòu)。因此，連接成分2902支持同時(shí)插入或撤回所有能量控制器，而不管其長度，同時(shí)還支持能量控制器2904避開重要解剖學(xué)結(jié)構(gòu)。在一個(gè)實(shí)施方案中，能量控制器可配合多種支持結(jié)構(gòu)(housing)來使用，所述支持結(jié)構(gòu)在能量控制器插入靶組織之前將它們封閉。采用支持裝置可盡可能減少能量控制器的無意插入，并減少能量控制器對(duì)使用者或患者造成傷害的可能性。在組織凝血系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施方案中可使用多種不同類型的能量控制器。下面是一些能量控制器實(shí)例的描述，但實(shí)施方案并不局限于此。圖30表示在一個(gè)實(shí)施方案中支持將各種試劑傳入靶組織的能量控制器3002、3004和3006。一種類型的能量控制器3002支持通過能量控制器的內(nèi)腔和能量控制器3002外表面周圍的孔3012來傳遞試劑。另一類型的能量控制器3004支持通過能量控制器的內(nèi)腔和能量控制器3004遠(yuǎn)端的至少一個(gè)孔3014來傳遞試劑(agent)。又一類型的能量控制器3006支持通過能量控制器的內(nèi)腔以及能量控制器3006外表面周圍的多孔材料3016來傳遞試劑。能量控制器3002、3004和3006支持傳遞物質(zhì)，包括但并不限于，用于更好顯現(xiàn)詳細(xì)解剖的造影劑、幫助降低靶區(qū)域總體循環(huán)的硬化劑和用作輔助治療的化學(xué)治療劑。另一實(shí)例試劑是用于產(chǎn)生潤濕電極的高滲或低滲溶液。圖31表示在一個(gè)實(shí)施方案中電容耦合至靶組織的能量控制器2804。在該實(shí)施方案中能量控制器2804是完全或幾乎完全絕緣的。這種構(gòu)造的一個(gè)實(shí)例包括適于傳導(dǎo)能量的一個(gè)或多個(gè)傳導(dǎo)核心2806，其中傳導(dǎo)核心2806用適當(dāng)?shù)慕^緣材料2808、涂層或護(hù)套被完全或幾乎完全絕緣。涂層2808的厚度根據(jù)用作電絕緣體的材料的絕緣性質(zhì)而變化。不同實(shí)施方案的涂層厚度的大致范圍為0.00005英寸到0.001英寸，但并不局限于此。在這種構(gòu)造中，能量控制器2804誘導(dǎo)能量流入靶組織。如上所述，當(dāng)適當(dāng)施加時(shí)，該能量會(huì)導(dǎo)致靶組織發(fā)熱和凝血。以此形式使用電容耦合可增加相對(duì)較低的電阻，當(dāng)使用數(shù)個(gè)能量控制器2804時(shí)導(dǎo)致相對(duì)較近的間隔。在一個(gè)實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)包括一個(gè)或多個(gè)能量控制器，其支持在靶組織內(nèi)和/或其周圍的溫度監(jiān)測(cè)。由能量控制器支持的溫度監(jiān)測(cè)支持對(duì)作用組織區(qū)域內(nèi)及之外凝血程序的實(shí)時(shí)評(píng)價(jià)。該種的一個(gè)實(shí)例可以是一個(gè)或多個(gè)熱電偶，其排列成適于在組織內(nèi)安置的構(gòu)造，例如在相關(guān)能量控制器之上和/或之內(nèi)，其中熱電偶耦合至本領(lǐng)域已知的溫度監(jiān)測(cè)設(shè)備內(nèi)。在產(chǎn)生凝血切除中，在一個(gè)實(shí)施方案中的組織凝血系統(tǒng)和相關(guān)程序傳遞能量，導(dǎo)致靶組織體積最冷部分的組織核心溫度的大致范圍在65攝氏度到85攝氏度。靶組織體積最冷的部分通常是那些離能量控制器最遠(yuǎn)的區(qū)域或者由其它解剖學(xué)結(jié)構(gòu)熱屏蔽開能量控制的作用的區(qū)域。同樣地，組織凝血系統(tǒng)和相關(guān)程序傳遞能量，導(dǎo)致靶組織體積最熱部分的組織核心溫度的大致范圍在85攝氏度到105攝氏度。在低于此的溫度，可能要不必要地延長程序時(shí)間。在高于此的溫度，由于組織過熱引起的表面炭化可能導(dǎo)致不穩(wěn)定。此處請(qǐng)注意可采用其它因素例如高滲劑來進(jìn)一步減輕這些條件。具體而言，以大約在0.01cc/min到0.5cc/min的速率連續(xù)輸注0.9％到8％的鹽水溶液將會(huì)幫助防止組織炭化。溫度監(jiān)測(cè)能量控制器提供通過采用閉環(huán)或開環(huán)溫度反饋系統(tǒng)來控制能量從而控制向靶組織傳遞能量的能力。如此，可實(shí)現(xiàn)最佳能量傳遞，從而避免傳遞過多或過少能量。傳遞過多能量可產(chǎn)生表層炭化組織，導(dǎo)致減少或不能傳遞能量以及不完全凝血。傳遞過少能量可顯著增加程序持續(xù)時(shí)間，或甚至阻止完成程序的能力。通過以此方式控制能量向靶組織的轉(zhuǎn)移，并通過在能量控制器上采用不粘表面例如含氟聚合物例如聚丙烯和派拉綸(Parylene)，可盡可能減少炭化，而產(chǎn)生最佳能量傳遞和組織凝血。此外，如上所述，使用溫度監(jiān)測(cè)也提供程序完成的證據(jù)和反饋。如上所述，在一個(gè)實(shí)施方案中，能量控制器導(dǎo)向裝置配置能量控制器以提供在靶組織體積內(nèi)大致均勻的功率或能量分布。在另一個(gè)實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)支持通過線性或非線性排列的陣列來施加不均勻的能量分布。該構(gòu)造監(jiān)測(cè)諸如溫度、功率或阻抗等的參數(shù)，并作為響應(yīng)，控制所傳遞能量以維持參數(shù)在期望的目標(biāo)范圍內(nèi)。通過每個(gè)雙極對(duì)使用獨(dú)立的能量通道，可按照需要容易地改變能量。例如，對(duì)于在以1.5分鐘至全功率或預(yù)定最大功率的初始斜率之后80攝氏度的溫度目標(biāo)，根據(jù)預(yù)定斜率(大致范圍50到80攝氏度/分鐘)評(píng)價(jià)每個(gè)區(qū)的時(shí)間-溫度斜率。根據(jù)溫度斜率改變功率以與期望速率更好匹配。請(qǐng)注意患者和程序選擇是醫(yī)學(xué)專業(yè)人員-使用者的職責(zé)，其結(jié)果取決于很多變量，包括患者解剖、病理和手術(shù)技術(shù)。此處描述的在組織切除期間使用此處所述的用于軟組織熱凝血壞死的組織凝血系統(tǒng)和方法作為輔助可導(dǎo)致皮膚的熱損傷。此外，臨近切除組織的組織或器官也可能發(fā)生熱損傷。為盡可能減少對(duì)皮膚或臨近組織的熱損傷，可在醫(yī)生判斷下啟動(dòng)溫度調(diào)節(jié)手段。這些可包括將待處理組織與臨近組織和/或結(jié)構(gòu)相分離/隔離，此外還包括施加無菌冰袋或鹽水濕潤的薄紗來冷卻和/或分離組織，但并不局限于此。在對(duì)切除綿羊的肝、腎和脾期間血液損失影響的研究期間，采用此處描述的ILRFA裝置已經(jīng)證明實(shí)體器官的無血或接近無血的切除。在實(shí)驗(yàn)方案被新南威爾士大學(xué)動(dòng)物倫理委員會(huì)批準(zhǔn)后進(jìn)行了該項(xiàng)研究(研究編號(hào)A02/95)。該研究使用的ILRFA裝置為6厘米長，包括6個(gè)可變插入電極。ILRFA裝置采用雙極型射頻能量來形成實(shí)體器官無血切除的凝血組織面。ILRFA裝置的功率是采用具有150瓦最大功率的1500RITA發(fā)生器(RitaMedicalSystems，Sunnyvale，California)而產(chǎn)生。將發(fā)生器連接到膝上型計(jì)算機(jī)，以圖形顯示并記錄數(shù)據(jù)。施加功率量是基于對(duì)肝臟研究的切除深度。在該研究中，采用Zoletil100(VirbacNSW，Australia)誘導(dǎo)所有綿羊。對(duì)綿羊進(jìn)行插管，并采用氟烷(1-2％)維持全身麻醉。連續(xù)監(jiān)測(cè)綿羊的脈搏和血氧飽和度，每15分鐘記錄血氧。如此做是為了確保維持正常生命體征，否則有可能影響出血體積和速率。在對(duì)綿羊的脾、腎和肝使用ILRFA后，用透熱法(diathermy)進(jìn)行器官切除。然后將該區(qū)域與相應(yīng)的未受益于ILRFA裝置的相同器官切除進(jìn)行匹配。通過稱重藥簽來測(cè)量出血量。這些研究包括在綿羊中進(jìn)行總共8個(gè)脾、5個(gè)肝和5個(gè)腎切除，并對(duì)使用ILRFA和熱透療法切除與單獨(dú)使用熱透療法進(jìn)行比較。肝切除結(jié)果如下采用ILRFA的平均血液損失為43.2±36毫升(ml)；不使用ILRFA的平均血液損失為221.8±147ml；P值0.005。腎切除結(jié)果如下采用ILRFA的平均血液損失為86.4±106ml；不使用ILRFA的平均血液損失為388.2±152ml；P值0.02。脾切除結(jié)果如下采用ILRFA的平均血液損失為33.1±17ml；不使用ILRFA的平均血液損失為123.4±72ml，P值0.005。在上述綿羊中肝、腎和脾切除期間血液損失影響的研究之后，又對(duì)人進(jìn)行了研究。在研究中使用8名患者，所有操作均在肝臟動(dòng)員和術(shù)內(nèi)超聲以后在全身麻醉下進(jìn)行。沒有嘗試產(chǎn)生較低的中樞靜脈壓(“CVP”)，并且沒有進(jìn)行Pringle內(nèi)流阻斷操作。在手術(shù)中，用熱透法標(biāo)記切除面。然后用ILRFA切去切除面的一個(gè)分支(limb)，并用超聲吸出器(Selector，IntegraNeurosciences，UK)切除。采用超聲吸出器切除肝臟切除面的剩余部分，作為ILRFA的對(duì)照。研究中所用的ILRFA裝置是一5厘米長的裝置，其包括沿著裝置分布的6個(gè)電極，每個(gè)有10厘米長。每個(gè)電極可以可變深度插入肝實(shí)質(zhì)中。將ILRFA裝置連接到RITA1500發(fā)生器。如下根據(jù)電極插入深度向ILRFA裝置施加功率當(dāng)電極插入深度為1厘米時(shí)施加25瓦；當(dāng)電極插入深度為2厘米時(shí)施加35瓦；當(dāng)電極插入深度為3厘米時(shí)施加45瓦；當(dāng)電極插入深度為4厘米時(shí)施加55瓦；當(dāng)電極插入深度為5厘米時(shí)施加60瓦。所有操作均按計(jì)劃進(jìn)行，沒有發(fā)病或死亡。手術(shù)后恢復(fù)9到12天。采用ILRFA每平方厘米的平均出血體積為6.5±3.7ml，而單獨(dú)采用超聲吸出器每平方厘米的平均出血體積為20.4±8.7ml。因此ILRFA顯著減少每平方厘米的出血(p＝0.004)。所有非ILRFA切除面要求使用氬束凝血，而ILRFA裝置處理的表面則不要求使用氬束凝血。上述組織凝血系統(tǒng)包含能量源、配置用于插入生物組織體積中的兩對(duì)或更多對(duì)雙極型能量控制器、和配置能量控制器以通過將能量從能量源耦合至組織體積而在組織體積中產(chǎn)生至少一個(gè)凝血組織面的能量控制器導(dǎo)向裝置，其中能量控制器構(gòu)造導(dǎo)致在組織體積中大致均勻的能量分布；其中導(dǎo)向裝置包括以交替極性系列接受能量控制器的一系列通道，其中根據(jù)在能量控制器導(dǎo)向裝置接受的許多對(duì)能量控制器來變化通道間隔，使得最中心通道的相對(duì)間隔最大，而最末端通道的相對(duì)間隔最??；并且其中導(dǎo)向裝置獨(dú)立地將能量源耦合至每個(gè)能量控制器。在一個(gè)實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)包含包括射頻發(fā)生器的能量源。在一個(gè)實(shí)施方案中，能量控制器導(dǎo)向裝置進(jìn)一步確保在組織體積中能量控制器的選定深度位置。在一個(gè)實(shí)施方案中，所述兩對(duì)或更多對(duì)雙極型能量控制器包括3對(duì)雙極型能量控制器。作為替代，在一個(gè)實(shí)施方案中所述兩對(duì)或更多對(duì)雙極型能量控制器包括4對(duì)雙極型能量控制器。在一個(gè)實(shí)施方案中，能量控制器進(jìn)一步包括選自溫度傳感器、熱電偶、輸注組件和光學(xué)組織監(jiān)視器的至少一個(gè)組件。在一個(gè)實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)進(jìn)一步包含至少一個(gè)在能量源和雙極型能量控制器之間耦合的控制器，其中所述控制器支持向每個(gè)雙極型能量控制器傳遞能量的自動(dòng)控制。在一個(gè)實(shí)施方案中，能量控制器以獨(dú)立變化的深度插入生物組織體積中。在一個(gè)實(shí)施方案中，能量控制器被內(nèi)部冷卻。在一個(gè)實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)進(jìn)一步包含至少一個(gè)支持裝置，其中所述支持裝置包括能量控制器，并被配置成耦合至能量控制器導(dǎo)向裝置，其中從支持裝置中伸出能量控制器，并插入生物組織體積中。在一個(gè)實(shí)施方案中，均勻能量分布包括均勻的電流密度。在一個(gè)實(shí)施方案中，交替極性系列包括至少一個(gè)正極性電極，其與至少一個(gè)負(fù)極性電極串聯(lián)。上述用于在生物組織體積中產(chǎn)生至少一個(gè)凝血組織面的系統(tǒng)包含至少一個(gè)導(dǎo)向裝置，其包括一系列的通道，這些通道以交替極性系列配置2組或多組雙極型電極，其中通道間隔根據(jù)在導(dǎo)向裝置中接受的雙極型電極的總數(shù)而變化，使得最中心通道的相對(duì)間隔最大，而最末端通道的相對(duì)間隔最小，其中導(dǎo)向裝置確保靶生物組織中每個(gè)電極的選定位置，并將每個(gè)雙極型電極耦合至至少一個(gè)能量源上。使用上述組織凝血系統(tǒng)用于在生物組織中產(chǎn)生至少一個(gè)凝血組織面的方法包括在包括靶組織體積的靶組織區(qū)域的表面上定位電極導(dǎo)向裝置，其中電極導(dǎo)向裝置包括一系列通道，其以交替極性系列配置兩對(duì)或多對(duì)雙極型電極，其中通道間隔根據(jù)在導(dǎo)向裝置中接受雙極型電極的總數(shù)而變化，使得最中心通道的相對(duì)間隔最大，而最末端通道的相對(duì)間隔最??；采用電極導(dǎo)向裝置確保雙極型電極在靶組織體積中的選定深度；采用電極導(dǎo)向裝置將至少一個(gè)能量源耦合至雙極型電極并提供靶組織體積的大致均勻的能量密度分布；和在靶組織內(nèi)產(chǎn)生至少一個(gè)凝血組織面。在一個(gè)實(shí)施方案中與組織凝血系統(tǒng)一起使用的方法進(jìn)一步包括通過雙極電極的至少一個(gè)向靶組織體積內(nèi)輸注溶液，其中溶液為高滲溶液、低滲溶液、造影劑、硬化劑和化學(xué)治療劑中的至少一種。與上述組織凝血系統(tǒng)一起使用用于在靶組織中產(chǎn)生至少一個(gè)凝血組織面的方法包括將電極導(dǎo)向裝置定位于臨近靶組織體積的位置；通過電極導(dǎo)向裝置將兩對(duì)或多對(duì)雙極型電極以一系列交替極性插入靶組織體積中；采用電極導(dǎo)向裝置的組件確保雙極型電極在靶組織體積中的選定深度；通過雙極型電極將至少一個(gè)能量源耦合至靶組織體積；控制能量傳遞以實(shí)現(xiàn)靶組織體積內(nèi)大致均勻的能量分布，其中靶組織體積中的目標(biāo)溫度高于大致范圍在55攝氏度到60攝氏度的溫度；和在靶組織體積內(nèi)產(chǎn)生凝血組織面。該方法進(jìn)一步包括在一個(gè)或多個(gè)電極測(cè)量目標(biāo)溫度。該方法進(jìn)一步包括在靶組織體積中一個(gè)或多個(gè)點(diǎn)測(cè)量目標(biāo)溫度。上述用于哺乳動(dòng)物體內(nèi)組織切除程序的組織凝血裝置包含具有第一和第二末端部分以及在第一和第二末端部分之間延伸表面的支持體；和多個(gè)由支持體攜載的至少第一、第二和第三長形射頻電極，其中所述電極從在第一和第二末端部分之間的間隔位置的表面延伸，第一和第二電極之間由第一距離間隔開，第二和第三電極之間由不同于第一距離的第二距離間隔開，選擇第一和第二距離使得當(dāng)在組織中安置第一、第二和第三電極時(shí)，第一和第二電極之間的能量分布以及第二和第三電極之間的能量分布大致均勻。在一個(gè)實(shí)施方案中，第一、第二和第三電極是平行的。在一個(gè)實(shí)施方案中，第一、第二和第三電極均為針式電極。上述用于哺乳動(dòng)物體內(nèi)組織切除程序的組織凝血裝置進(jìn)一步包含第四長形射頻電極，其與第三電極由不同于第一和第二距離的第三距離間隔開，選擇適當(dāng)?shù)牡谌嚯x，使得當(dāng)在組織中安置第二、第三和第四電極時(shí)，第二和第三電極之間的能量分布和第三和第四電極之間的能量分布大致均勻。上述用于哺乳動(dòng)物體內(nèi)組織切除程序的組織凝血裝置進(jìn)一步包含耦合至第一和第二電極的射頻發(fā)生器，用于向第一電極提供第一電壓和向第二電極提供第二電壓。上述用于哺乳動(dòng)物體內(nèi)組織切除程序的組織凝血裝置進(jìn)一步包含耦合至射頻電極的射頻發(fā)生器，用于向第一和第二電極提供第一電壓和向第三和第四電極提供第二電壓。與上述組織凝血系統(tǒng)一起使用用于哺乳動(dòng)物體內(nèi)切除部分靶器官的方法，其中采用支持體，所述支持體具有第一和第二末端部分以及在第一和第二末端部分之間延伸的表面以及從表面延伸并在第一和第二末端部分之間依次間隔的多個(gè)電極，所述方法包括將電極定位在臨近靶器官的位置；將電極延伸入靶器官；向第一組多個(gè)電極提供射頻能量的第一電壓，向第二組多個(gè)電極提供射頻能量的第二電壓，使得射頻能量在第一和第二組電極之間傳播，從而在靶器官中形成切除組織的壁；和在切除組織壁附近切入靶器官以切除部分靶器官。用于切除部分靶器官的方法進(jìn)一步包括估計(jì)靶器官橫向尺寸和作為橫向尺寸函數(shù)來確定電極尺寸，以在當(dāng)表面與靶器官基本齊平時(shí)阻止電極延伸超出靶器官。用于切除部分靶器官的方法進(jìn)一步包括將靶器官與其臨近器官相分離，以防止當(dāng)電極延伸入靶器官時(shí)電極刺入臨近器官。在一個(gè)實(shí)施方案中的分離是通過在靶器官和臨近器官之間安置屏障以保護(hù)臨近器官避開電極。上述用于生物組織的凝血系統(tǒng)包含手柄、射頻(RF)發(fā)生器和電極陣列，所述電極陣列包括兩對(duì)或多對(duì)滑動(dòng)耦合在手柄通道中的雙極型電極，其中所述電極電耦合至RF發(fā)生器，電極陣列配置成將平衡能量密度傳遞于生物組織的靶體積中，其中平衡能量密度導(dǎo)致生物組織矩形體積的熱凝血壞死。在一個(gè)實(shí)施方案中矩形組織體積的大致寬度范圍為0.5厘米到1厘米。在一個(gè)實(shí)施方案中電極陣列中的每個(gè)電極以獨(dú)立可變深度插入生物組織的靶體積中，并且手柄確保選定的深度位置。在一個(gè)實(shí)施方案中所述兩對(duì)或多對(duì)雙極型電極包括三對(duì)雙極型電極和四對(duì)雙極型電極中的至少一種。在一個(gè)實(shí)施方案中所述系統(tǒng)進(jìn)一步包含至少一個(gè)溫度傳感器。在一個(gè)實(shí)施方案中溫度傳感器為一個(gè)或多個(gè)雙極型電極的組件，但并不局限于此。在一個(gè)實(shí)施方案中所述系統(tǒng)進(jìn)一步包含至少一個(gè)熱電偶。在一個(gè)實(shí)施方案中所述系統(tǒng)進(jìn)一步包含在RF發(fā)生器和雙極型電極之間耦合的控制器，以提供向每個(gè)雙極型電極傳遞能量的自動(dòng)控制。在一個(gè)實(shí)施方案中一個(gè)或多個(gè)雙極電極包括至少一個(gè)配置成攜載流體的內(nèi)部通道。在一個(gè)實(shí)施方案中電極陣列的雙極型電極以交替極性系列排列，其包括至少一個(gè)正極性電極，該電極與至少一個(gè)負(fù)極性電極串聯(lián)。將電極陣列的一個(gè)實(shí)施方案配置為傳遞平衡能量密度包括根據(jù)電極陣列中雙極型電極總數(shù)、每個(gè)雙極型電極的直徑和每個(gè)雙極型電極的選定插入深度中的至少一種來對(duì)陣列中的電極進(jìn)行定位。在一個(gè)實(shí)施方案中凝血系統(tǒng)包含射頻(RP)發(fā)生器和電極陣列，其中所述電極陣列包括兩對(duì)或多對(duì)滑動(dòng)耦合在手柄通道中的雙極型電極，并且所述電極電耦合至RF發(fā)生器。所述電極陣列被配置為采用至少一個(gè)位于具有一或多種不同直徑的通道和電極之間的不規(guī)則間隔來將平衡能量密度傳遞于生物組織的靶體積中，其中平衡能量密度導(dǎo)致生物組織矩形體積的熱凝血壞死。在一個(gè)實(shí)施方案中雙極型電極間的間隔朝電極陣列的一個(gè)或多個(gè)末端降低。在一個(gè)實(shí)施方案中雙極型電極間的間隔根據(jù)電極陣列中雙極型電極總數(shù)、電極直徑和每個(gè)電極選定插入深度中的至少一種而變化。在一個(gè)實(shí)施方案中，平衡能量密度包括均勻的能量分布和均勻的電流密度。在一個(gè)實(shí)施方案中系統(tǒng)進(jìn)一步包含至少一個(gè)傳感器。在一個(gè)實(shí)施方案中組織的矩形體積具有大致寬度為0.5厘米到1厘米的范圍。在一個(gè)實(shí)施方案中組織凝血系統(tǒng)包含射頻(RP)發(fā)生器和電極陣列，其中電極陣列包括兩對(duì)或多對(duì)滑動(dòng)耦合在手柄通道中的雙極電極，其中所述電極電耦合至RF發(fā)生器。電極陣列和RF發(fā)生器配置成在生物組織的靶體積中傳遞均勻的能量密度，這是通過向靶組織傳遞能量，并根據(jù)傳遞所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種來控制傳遞，其中平衡能量密度導(dǎo)致生物組織矩形體積的熱凝血壞死。在一個(gè)實(shí)施方案中組織的矩形體積具有大致為0.5厘米到1厘米的寬度范圍。靶組織體積的溫度包括以下的至少一種靶組織體積中至少一個(gè)區(qū)域的溫度、靶組織體積中至少一個(gè)區(qū)域的溫度變化和靶組織體積中至少一個(gè)區(qū)域的溫度變化速率。在一個(gè)實(shí)施方案中系統(tǒng)進(jìn)一步包含至少一個(gè)傳感器，其用于感知靶組織體積中溫度和阻抗的至少一種。在一個(gè)實(shí)施方案的系統(tǒng)中，根據(jù)傳遞所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種來控制傳遞進(jìn)一步包括向靶組織體積傳遞的能量傳遞速率增加第一量；當(dāng)靶組織體積中溫度的增加率等于或小于最小速率時(shí)增加能量傳遞率；當(dāng)靶組織體積中溫度的增加率等于或大于最大速率時(shí)降低能量傳遞率；當(dāng)靶組織體積的溫度大于最高溫度時(shí)降低能量傳遞率；當(dāng)靶組織體積的溫度低于最高溫度時(shí)將向靶組織體積傳遞的能量傳遞率增加第二量；和當(dāng)傳遞所用時(shí)間超過最大時(shí)間時(shí)終止向靶組織體積傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案的系統(tǒng)中，根據(jù)傳遞所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種來控制傳遞進(jìn)一步包括向靶組織體積傳遞的能量傳遞率增加第一量；當(dāng)靶組織的阻抗降低時(shí)維持能量傳遞率不變；和，當(dāng)靶組織的阻抗超過最大阻抗時(shí)終止向靶組織體積傳遞能量。當(dāng)靶組織的阻抗增加或維持大致恒定時(shí)，向靶組織體積傳遞的能量傳遞率進(jìn)一步增加第一量。在一個(gè)實(shí)施方案的系統(tǒng)中，根據(jù)傳遞所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種來控制傳遞進(jìn)一步包括確定靶組織體積的第一阻抗；以第一速率向靶組織體積傳遞能量；監(jiān)測(cè)第一阻抗并且當(dāng)?shù)谝蛔杩沟慕档偷陀诘谝婚撝禃r(shí)以第二速率傳遞能量；作為第一阻抗的降低超過第一閾值的反應(yīng)確定靶組織體積的第二阻抗；監(jiān)測(cè)第二阻抗并且當(dāng)?shù)诙杩沟慕档偷陀诘诙撝禃r(shí)以第三速率傳遞能量；和，當(dāng)靶組織的阻抗超過最大阻抗時(shí)終止向靶組織體積傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案的系統(tǒng)中，根據(jù)傳遞所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種來控制傳遞進(jìn)一步包括確定靶組織體積的阻抗；以第一速率向靶組織體積傳遞能量直至阻抗穩(wěn)定在較低阻抗；再以第二速率向靶組織體積傳遞平衡能量直至阻抗超過閾值阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)包括向生物組織施加能量以提供可控止血的方法。該方法包括配置電極陣列，所述電極陣列采用包括在一對(duì)或多對(duì)電極之間不規(guī)則間隔的兩對(duì)或多對(duì)電極向至少一個(gè)靶組織體積中提供均勻的能量密度。該方法還包括采用所述配置將電極陣列中的每個(gè)電極定位于靶組織體積中的選定深度。該方法還包括通過經(jīng)電極從至少一個(gè)能量源向靶組織體積中傳遞的能量而在靶組織體積中產(chǎn)生凝血組織面，和根據(jù)所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種來控制能量傳遞。在一個(gè)實(shí)施方案中，不規(guī)則間隔包括電極陣列的中心電極間的第一間隔，所述第一間隔比電極陣列外周電極間的第二間隔相對(duì)更大。在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)靶組織體積的預(yù)定性質(zhì)和電極陣列與靶組織體積的關(guān)系中的至少一種來控制所傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)靶組織體積的阻抗來控制所傳遞的能量，其中用多次阻抗測(cè)量來確定靶組織體積的阻抗，并通過與至少一個(gè)預(yù)定阻抗閾值的對(duì)比來控制阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中所傳遞能量是一種被臨界阻尼的波形，其中采用靶組織體積的至少一種性質(zhì)來確定波形的至少一個(gè)阻尼參數(shù)。在一個(gè)實(shí)施方案中，所述方法包括在能量傳遞期間采用靶組織體積的至少一種性質(zhì)的變化來確定期望水平。在一個(gè)實(shí)施方案中所述變化包括靶組織體積阻抗變化中的至少一種。在一個(gè)實(shí)施方案中在至少一個(gè)滯留期的一個(gè)或多個(gè)期間以及在能量傳遞期間確定阻抗變化。在一個(gè)實(shí)施方案中所傳遞的能量包括電能。在一個(gè)實(shí)施方案中的電能包括高頻電能、射頻(RF)能量和微波能量中的至少一種。在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)溫度控制能量傳遞包括下列的一種或多種將傳遞到靶組織的能量增加第一量，確定靶組織中溫度變化速率，和當(dāng)溫度變化速率確定為小于和等于第一速率中的至少一種時(shí)將所傳遞能量進(jìn)一步增加超過第一量。在一個(gè)實(shí)施方案中根據(jù)溫度控制能量傳遞包括當(dāng)溫度變化速率被確定為高于和等于第二速率中的至少一種時(shí)，降低所傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案中所述方法進(jìn)一步包括以下的一種或多種確定靶組織中的溫度變化速率在第一速率和第二速率限定的范圍內(nèi)，確定靶組織的溫度，和當(dāng)溫度確定為高于最大溫度時(shí)降低所傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案中當(dāng)溫度確定為低于最大溫度時(shí)，增加向靶組織中傳遞的能量。當(dāng)向靶組織中傳遞能量所用時(shí)間高于最大時(shí)間時(shí)，則終止向靶組織傳遞能量。根據(jù)阻抗控制來能量傳遞包括以下的一種或多種將向靶組織傳遞的能量增加第一量，確定向靶組織傳遞能量所用的時(shí)間，和確定靶組織的阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中當(dāng)所用時(shí)間高于最大時(shí)間并且阻抗高于最大阻抗時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案中當(dāng)所用時(shí)間大致等于或低于最大時(shí)間并且阻抗大致恒定或增加時(shí)，將所傳遞能量增加超過第一量。在一個(gè)實(shí)施方案中當(dāng)所用時(shí)間大致等于或低于最大時(shí)間并且阻抗降低時(shí)，將所傳遞的能量維持在第一量。在一個(gè)實(shí)施方案中當(dāng)阻抗高于最大阻抗時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。根據(jù)阻抗來控制能量傳遞包括以下的一種或多種根據(jù)靶組織類型設(shè)定初始阻抗水平、將向靶組織傳遞的能量增加第一量、和確定靶組織的阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中當(dāng)阻抗降低至等于或高于第一閾值阻抗的第一降低阻抗時(shí)，將所傳遞的能量增加至大于第一量的第二量。在一個(gè)實(shí)施方案中當(dāng)阻抗降低至小于第一閾值阻抗的第一降低阻抗時(shí)，將所傳遞的能量維持在第一量。在一個(gè)實(shí)施方案中，所述方法包括將所述第一降低阻抗設(shè)定為第二閾值阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中，當(dāng)阻抗降低至小于第二閾值阻抗的第二降低阻抗時(shí)，所述方法將所傳遞的能量維持在第二量。在一個(gè)實(shí)施方案中，當(dāng)?shù)诙档妥杩沟扔诨虼笥诘诙撝底杩箷r(shí)，所述方法將所傳遞的能量增加第三量，該第三量要大于第二量。在一個(gè)實(shí)施方案中，所述方法確定自從傳遞能量的初始施加以來，向靶組織傳遞的能量的總量。在一個(gè)實(shí)施方案中，當(dāng)所傳遞的能量總量少于最大能量時(shí)，所述方法增加所傳遞的能量。在一個(gè)實(shí)施方案中，當(dāng)所傳遞能量的總量等于或高于最大能量時(shí)，所述方法將所傳遞能量維持在第三量。在一個(gè)實(shí)施方案中所述方法確定靶組織的阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中，當(dāng)阻抗低于或等于第三閾值阻抗時(shí)，所述方法確定從初始施加所傳遞能量以來的向靶組織傳遞的能量的總量。當(dāng)阻抗高于第三閾值阻抗時(shí)，所述方法終止向靶組織傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案中，組織凝血系統(tǒng)包括用于在生物組織中進(jìn)行可控止血的系統(tǒng)。一個(gè)實(shí)施方案中的系統(tǒng)包括至少一個(gè)發(fā)生器。該系統(tǒng)包括滑動(dòng)耦合至手柄通道中的電極陣列，并且所述電極陣列電耦合至發(fā)生器，所述電極陣列包括兩對(duì)或更多對(duì)雙極型電極，其包括一對(duì)或多對(duì)電極之間的不規(guī)則間隔，電極陣列和發(fā)生器配置成通過向靶組織傳遞能量而在生物組織的靶體積中傳遞均勻能量密度，并根據(jù)以下參數(shù)的至少一種來控制傳遞傳遞所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中的不規(guī)則間隔包括在電極陣列中心電極之間的第一間隔，所述第一間隔比在電極陣列外周電極之間的第二間隔相對(duì)更大。在一個(gè)實(shí)施方案中，所傳遞的能量是根據(jù)靶組織體積的阻抗來控制，其中靶組織體積的阻抗采用多次阻抗測(cè)量來確定，并通過與至少一個(gè)預(yù)定阻抗閾值的對(duì)比來控制。在一個(gè)實(shí)施方案中所傳遞的能量是一種臨界阻尼的波形，其中采用靶組織體積的至少一種性質(zhì)來確定波形的至少一種阻尼參數(shù)。在一個(gè)實(shí)施方案中所述系統(tǒng)包括配置為至少一個(gè)傳感器的至少一個(gè)電極，其中根據(jù)所述至少一個(gè)傳感器的信息來確定，在能量傳遞期間采用靶組織體積的至少一種性質(zhì)的變化來確定期望水平的止血。在一個(gè)實(shí)施方案中，所述系統(tǒng)包括控制器，其根據(jù)靶組織體積的預(yù)定性質(zhì)和電極陣列與靶組織體積的關(guān)系的至少一種來控制所傳遞的能量。在一個(gè)實(shí)施方案中，所述控制包括根據(jù)溫度來控制能量傳遞，其包括以下的一種或多種將向靶組織傳遞的能量增加第一量、確定靶組織中溫度變化速率，和當(dāng)溫度變化速率被確定為低于和等于第一速率中的至少一種時(shí)進(jìn)一步增加所傳遞的能量超過第一量。在一個(gè)實(shí)施方案中，當(dāng)溫度變化速率被確定為高于和等于第二速率中的至少一種時(shí)，系統(tǒng)降低所傳遞的能量。在一個(gè)實(shí)施方案中，系統(tǒng)確定靶組織中的溫度變化速率在第一速率和第二速率限定的范圍內(nèi)，確定靶組織的溫度，當(dāng)溫度被確定為高于最大溫度時(shí)降低所傳遞的能量，當(dāng)溫度被確定為低于最大溫度時(shí)增加向靶組織傳遞的能量，和/或當(dāng)向靶組織傳遞能量所用時(shí)間高于最大時(shí)間時(shí)終止向靶組織傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案中，所述控制包括根據(jù)阻抗控制能量傳遞，其包括以下的一種或多種將向靶組織傳遞的能量增加第一量，確定將能量傳遞至靶組織所用時(shí)間，和確定靶組織的阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中，系統(tǒng)進(jìn)一步包括以下的一種或多種當(dāng)所用時(shí)間高于最大時(shí)間并且阻抗高于最大阻抗時(shí)終止向靶組織傳遞能量，和當(dāng)所用時(shí)間大致等于或低于最大時(shí)間并且阻抗大致恒定或增加時(shí)進(jìn)一步將所傳遞能量增加超過第一量。在一個(gè)實(shí)施方案中，系統(tǒng)進(jìn)一步包括以下的一種或多種當(dāng)所用時(shí)間大致等于或低于最大時(shí)間并且阻抗降低時(shí)維持所傳遞的能量在第一量，和當(dāng)阻抗高于最大阻抗時(shí)終止向靶組織傳遞能量。在一個(gè)實(shí)施方案中所述控制進(jìn)一步包括根據(jù)阻抗來控制能量傳遞，其包括以下的一種或多種根據(jù)靶組織類型設(shè)定初始阻抗水平，將向靶組織傳遞的能量增加第一量，和確定靶組織的阻抗。在一個(gè)實(shí)施方案中所述系統(tǒng)進(jìn)一步包括以下的一種或多種當(dāng)阻抗降低至等于或高于第一閾值阻抗的第一降低阻抗時(shí)將所傳遞的能量增加至高于第一量的第二量，和當(dāng)阻抗降低至低于第一閾值阻抗的第一降低阻抗時(shí)將所傳遞的能量維持在第一量。在一個(gè)實(shí)施方案中所述系統(tǒng)進(jìn)一步包括以下的一種或多種將第一降低阻抗設(shè)定為第二閾值阻抗，當(dāng)阻抗降低至低于第二閾值阻抗的第二降低阻抗時(shí)維持所傳遞的能量在第二量，和當(dāng)?shù)诙档妥杩沟扔诨蚋哂诘诙撝底杩箷r(shí)將所傳遞的能量增加至高于第二量的第三量。在一個(gè)實(shí)施方案中所述系統(tǒng)進(jìn)一步包括以下的一種或多種確定從初始施加所傳遞能量以來向靶組織傳遞的總能量，當(dāng)所傳遞總能量低于最大能量時(shí)增加所傳遞的能量，和當(dāng)所傳遞的總能量等于或大于最大能量時(shí)維持傳遞能量在第三量。在一個(gè)實(shí)施方案中所述系統(tǒng)進(jìn)一步包括以下的一種或多種確定靶組織阻抗，當(dāng)阻抗低于或等于第三閾值阻抗時(shí)確定從初始施加所傳遞能量以來向靶組織傳遞的總能量，和當(dāng)阻抗高于第三閾值阻抗時(shí)終止向靶組織傳遞能量。除非上下文清楚地要求，否則在說明書和權(quán)利要求中，單詞“包括”、“包含”等應(yīng)解釋為包括邊界的，而非排他性或窮舉性的；即其意義為“包括，但不限于”。采用單數(shù)或復(fù)數(shù)的單詞也分別包括復(fù)數(shù)或單數(shù)。此外，當(dāng)用于本申請(qǐng)中時(shí)，單詞“此處”、“下文”以及類似意思的單詞，應(yīng)參閱本申請(qǐng)作為整體來理解，而不應(yīng)參考本申請(qǐng)的任何具體部分。當(dāng)在關(guān)于兩個(gè)或多個(gè)項(xiàng)目的列表中使用單詞“或”時(shí)，則該單詞可覆蓋下列所有對(duì)該單詞的解釋列表中的任何項(xiàng)目，列表中的所有項(xiàng)目和列表中項(xiàng)目的任何組合。對(duì)組織凝血系統(tǒng)的示例性實(shí)施方案的以上描述不應(yīng)解釋為窮舉性的，也不應(yīng)解釋為將組織凝血系統(tǒng)限制為公開的確切形式。當(dāng)本著示例性目的在此公開組織凝血系統(tǒng)的特定實(shí)施方案及其實(shí)例時(shí)，可在組織凝血系統(tǒng)的范圍內(nèi)進(jìn)行多種等價(jià)修改，而這為本領(lǐng)域領(lǐng)域普通技術(shù)人員所知道。此處提供的組織凝血系統(tǒng)的教導(dǎo)可應(yīng)用于其它凝血系統(tǒng)、切除系統(tǒng)和醫(yī)療器械，而不僅是上述的組織凝血系統(tǒng)。上述各實(shí)施方案的要素和行動(dòng)可組合在一起來提供進(jìn)一步的實(shí)施方案。根據(jù)以上詳細(xì)描述可對(duì)組織凝血系統(tǒng)進(jìn)行這些和其它變化。如有必要，可對(duì)組織凝血系統(tǒng)的各方面可進(jìn)行調(diào)整，以利用上述各種專利和申請(qǐng)中的系統(tǒng)、功能和概念來提供組織凝血系統(tǒng)的更進(jìn)一步的實(shí)施方案?？傊?，在下面的權(quán)利要求中，所用術(shù)語不應(yīng)解釋為將組織凝血系統(tǒng)限制到說明書和權(quán)利要求中公開的具體實(shí)施方案，而應(yīng)解釋成包括在本權(quán)利要求下操作的所有醫(yī)學(xué)系統(tǒng)。因此，組織凝血系統(tǒng)并不局限于公開內(nèi)容，而是組織凝血系統(tǒng)的范圍完全是由權(quán)利要求所確定的。盡管組織凝血系統(tǒng)的某些方面以某些權(quán)利要求的形式提供如下，但發(fā)明人期望包括任意數(shù)目權(quán)利要求形式的組織凝血系統(tǒng)的各個(gè)方面。因此，發(fā)明人保留在提交申請(qǐng)后增加附加權(quán)利要求的權(quán)利，以對(duì)組織凝血系統(tǒng)的其它方面實(shí)現(xiàn)此類附加的權(quán)利要求形式。權(quán)利要求1.為提供可控止血而向生物組織施加能量的方法，其包括配置電極陣列，其采用兩對(duì)或多對(duì)電極在至少一個(gè)靶組織體積中提供均勻能量密度，所述兩對(duì)或多對(duì)電極包括一對(duì)或多對(duì)電極之間的不規(guī)則的間隔；采用所述配置將電極陣列中的每個(gè)電極定位在靶組織體積中的選定深度；和通過經(jīng)電極從至少一個(gè)能量源向靶組織體積傳遞的能量、以及根據(jù)所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種控制能量傳遞而在靶組織體積中產(chǎn)生凝血組織面。2.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中所述不規(guī)則間隔包括電極陣列中心電極間的第一間隔，所述第一間隔比電極陣列外周電極間的第二間隔相對(duì)更大。3.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中根據(jù)靶組織體積的預(yù)定性質(zhì)和電極陣列與靶組織體積的關(guān)系中的至少一種來控制所傳遞的能量。4.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中根據(jù)靶組織體積的阻抗來控制所傳遞的能量，其中采用多次阻抗測(cè)量來確定靶組織體積的阻抗，并通過與至少一個(gè)預(yù)定阻抗閾值的比較來控制。5.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中所傳遞的能量是一種臨界阻尼的波形，其中采用靶組織體積的至少一種性質(zhì)來確定波形的至少一種阻尼參數(shù)。6.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，進(jìn)一步包括在能量傳遞期間采用靶組織體積至少一種性質(zhì)的變化來確定止血的期望水平。7.根據(jù)權(quán)利要求6的方法，其中所述變化包括靶組織體積阻抗變化的至少一種。8.根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中在至少一個(gè)滯留期中的一個(gè)或多個(gè)期間以及在能量傳遞期間確定阻抗變化。9.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中所傳遞的能量包括電能。10.根據(jù)權(quán)利要求9的方法，其中所述電能包括高頻電能、射頻(RF)能量和微波能量中的至少一種。11.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中根據(jù)溫度控制能量傳遞包括將向靶組織傳遞的能量增加第一量；確定靶組織中溫度變化速率；和當(dāng)溫度變化速率被確定為低于和等于第一速率中的至少一種時(shí)進(jìn)一步將所傳遞的能量增加超過第一量。12.根據(jù)權(quán)利要求11的方法，其中根據(jù)溫度來控制能量傳遞進(jìn)一步包括當(dāng)溫度變化速率被確定為高于和等于第二速率中的至少一種時(shí)進(jìn)一步降低所傳遞的能量。13.根據(jù)權(quán)利要求12的方法，進(jìn)一步包括確定靶組織中溫度變化速率在由第一速率和第二速率限定的范圍內(nèi)；確定靶組織的溫度；和當(dāng)溫度被確定為高于最大溫度時(shí)，降低所傳遞的能量。14.根據(jù)權(quán)利要求13的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)溫度被確定為低于最大溫度時(shí)，增加向靶組織傳遞的能量。15.根據(jù)權(quán)利要求14的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)向靶組織傳遞能量所用時(shí)間高于最大時(shí)間時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。16.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中根據(jù)阻抗來控制能量傳遞包括將向靶組織傳遞的能量增加第一量；確定向靶組織傳遞能量所用的時(shí)間；和確定靶組織的阻抗。17.根據(jù)權(quán)利要求16的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)所用時(shí)間高于最大時(shí)間并且阻抗高于最大阻抗時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。18.根據(jù)權(quán)利要求16的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)所用時(shí)間大致等于或低于最大時(shí)間并且阻抗大致恒定或增加時(shí)，將所傳遞的能量增加超過第一量。19.根據(jù)權(quán)利要求18的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)所用時(shí)間大致等于或低于最大時(shí)間并且阻抗降低時(shí)，將所傳遞的能量維持在第一量。20.根據(jù)權(quán)利要求19的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)阻抗高于最大阻抗時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。21.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中根據(jù)阻抗來控制能量傳遞包括根據(jù)靶組織的類型設(shè)定初始阻抗水平；將向靶組織傳遞的能量增加第一量；和確定靶組織的阻抗。22.根據(jù)權(quán)利要求21的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)阻抗降低至等于或高于第一閾值阻抗的第一降低阻抗時(shí)，將所傳遞的能量進(jìn)一步增加至高于第一量的第二量。23.根據(jù)權(quán)利要求21的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)阻抗降低至低于第一閾值阻抗的第一降低阻抗時(shí)，將所傳遞的能量維持在第一量。24.根據(jù)權(quán)利要求23的方法，進(jìn)一步包括將第一降低阻抗設(shè)定為第二閾值阻抗。25.根據(jù)權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)阻抗降低至低于第二閾值阻抗的第二降低阻抗時(shí)，將所傳遞的能量維持在第二量。26.根據(jù)權(quán)利要求25的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)?shù)诙档妥杩沟扔诨蚋哂诘诙撝底杩箷r(shí)，將所傳遞的能量增加至高于第二量的第三量。27.根據(jù)權(quán)利要求26的方法，進(jìn)一步包括確定從初始施加所傳遞能量以來向靶組織傳遞的總能量。28.根據(jù)權(quán)利要求27的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)所傳遞的總能量低于最大能量時(shí)，增加所傳遞的能量。29.根據(jù)權(quán)利要求27的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)所傳遞的總能量等于或高于最大能量時(shí)，將所傳遞的能量維持在第三量。30.根據(jù)權(quán)利要求29的方法，進(jìn)一步包括確定靶組織的阻抗。31.根據(jù)權(quán)利要求30的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)阻抗低于或等于第三閾值阻抗時(shí)，確定從初始施加所傳遞能量以來向靶組織傳遞的總能量。32.根據(jù)權(quán)利要求30的方法，進(jìn)一步包括當(dāng)阻抗高于第三閾值阻抗時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。33.在生物組織中進(jìn)行可控止血的系統(tǒng)，其包含發(fā)生器；和滑動(dòng)耦合于手柄通道中并電耦合至發(fā)生器的電極陣列，該電極陣列包括兩對(duì)或多對(duì)雙極型電極，所述雙極型電極包括一對(duì)或多對(duì)電極之間的不規(guī)則間隔，將電極陣列和發(fā)生器配置為通過向靶組織傳遞能量和根據(jù)傳遞所用時(shí)間、靶組織體積的溫度和靶組織體積的阻抗中的至少一種來控制傳遞從而在生物組織的靶體積中傳遞均勻的能量密度。34.根據(jù)權(quán)利要求33的系統(tǒng)，其中不規(guī)則間隔包括電極陣列中心電極間的第一間隔，所述第一間隔比電極陣列外周電極間的第二間隔相對(duì)更大。35.根據(jù)權(quán)利要求33的系統(tǒng)，其中根據(jù)靶組織體積的阻抗來控制所傳遞的能量，其中采用多次阻抗測(cè)量來確定靶組織體積的阻抗，并通過與至少一個(gè)預(yù)定阻抗閾值的比較來控制。36.根據(jù)權(quán)利要求33的系統(tǒng)，其中所傳遞的能量是臨界阻尼的波形，其中采用靶組織體積的至少一種性質(zhì)來確定波形的至少一種阻尼參數(shù)。37.根據(jù)權(quán)利要求33的系統(tǒng)，進(jìn)一步包含配置為至少一個(gè)傳感器的至少一個(gè)電極，其中采用由至少一個(gè)傳感器的信息確定的能量傳遞期間靶組織體積至少一種性質(zhì)的變化來確定止血的期望水平。38.根據(jù)權(quán)利要求33的系統(tǒng)，進(jìn)一步包含控制器，其根據(jù)靶組織體積的預(yù)定性質(zhì)和電極陣列與靶組織體積的關(guān)系中的至少一種來控制所傳遞的能量。39.根據(jù)權(quán)利要求38的系統(tǒng)，其中所述控制包括根據(jù)溫度控制能量傳遞，其包括將向靶組織傳遞的能量增加第一量；確定靶組織中的溫度變化速率；和當(dāng)溫度變化速率被確定為低于和等于第一速率中的至少一種時(shí)將所傳遞的能量進(jìn)一步增加超過第一量。40.根據(jù)權(quán)利要求39的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括當(dāng)溫度變化速率被確定為高于和等于第二速率中的至少一種時(shí)，降低所傳遞的能量。41.根據(jù)權(quán)利要求40的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括確定靶組織中溫度變化速率在由第一速率和第二速率限定的范圍內(nèi)；確定靶組織的溫度；當(dāng)溫度被確定為高于最大溫度時(shí)，降低所傳遞的能量；當(dāng)溫度被確定為低于最大溫度時(shí)，增加向靶組織傳遞的能量；和當(dāng)向靶組織傳遞能量所用時(shí)間高于最大時(shí)間時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。42.根據(jù)權(quán)利要求38的系統(tǒng)，其中所述控制包括根據(jù)阻抗控制能量傳遞，其包括將向靶組織傳遞的能量增加第一量；確定向靶組織傳遞能量所用的時(shí)間；和確定靶組織的阻抗。43.根據(jù)權(quán)利要求42的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括當(dāng)所用時(shí)間高于最大時(shí)間并且阻抗高于最大阻抗時(shí)，終止向靶組織傳遞能量；當(dāng)所用時(shí)間大致等于或低于最大時(shí)間并且阻抗大致恒定或增加時(shí)，將向靶組織傳遞的能量進(jìn)一步增加超過第一量。44.根據(jù)權(quán)利要求43的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括當(dāng)所用時(shí)間大致等于或低于最大時(shí)間并且阻抗降低時(shí)，將向靶組織傳遞的能量維持在第一量；當(dāng)阻抗高于最大阻抗時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。45.根據(jù)權(quán)利要求38的系統(tǒng)，其中所述控制包括根據(jù)阻抗控制能量傳遞，包括根據(jù)靶組織的類型設(shè)定初始阻抗水平；將向靶組織傳遞的能量增加第一量；和確定靶組織的阻抗。46.根據(jù)權(quán)利要求45的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括當(dāng)阻抗降低至等于或高于第一閾值阻抗的第一降低阻抗時(shí)，將所傳遞的能量進(jìn)一步增加至高于第一量的第二量；當(dāng)阻抗降低至低于第一閾值阻抗的第一降低阻抗時(shí)，將所傳遞的能量維持在第一量。47.根據(jù)權(quán)利要求46的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括將第一降低阻抗設(shè)定為第二閾值阻抗；當(dāng)阻抗降低至低于第二閾值阻抗的第二降低阻抗時(shí)，將所傳遞的能量維持在第二量；當(dāng)?shù)诙档妥杩沟扔诨蚋哂诘诙撝底杩箷r(shí)，將所傳遞的能量增加至第三量。48.根據(jù)權(quán)利要求47的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括確定從初始施加所傳遞能量以來向靶組織傳遞的總能量；當(dāng)所傳遞的總能量低于最大能量時(shí)，增加所傳遞的能量；當(dāng)所傳遞的能量總量等于或高于最大能量時(shí)，將所傳遞的能量維持在第三量。49.根據(jù)權(quán)利要求48的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括確定靶組織的阻抗；當(dāng)阻抗低于或等于第三閾值阻抗時(shí)，確定從初始施加所傳遞能量以來向靶組織傳遞的總能量；當(dāng)阻抗高于第三閾值阻抗時(shí)，終止向靶組織傳遞能量。全文摘要本發(fā)明提供了用于生物組織的能量傳遞系統(tǒng)和方法。所述能量傳遞系統(tǒng)包括手柄、射頻(RF)發(fā)生器和電極陣列。所述電極陣列包括兩對(duì)或多對(duì)可在手柄通道中滑動(dòng)耦合的雙極型電極。所述雙極型電極電耦合至RF發(fā)生器，且配置電極陣列將平衡能量密度傳遞于生物組織的靶體積中。由電極陣列傳遞的平衡能量密度導(dǎo)致組織凝血面的產(chǎn)生。文檔編號(hào)A61B18/18GK101076296SQ200580042325公開日2007年11月21日申請(qǐng)日期2005年10月20日優(yōu)先權(quán)日2004年10月20日發(fā)明者史蒂文·A·丹尼爾,大衛(wèi)·L·莫里斯申請(qǐng)人:雷賽科特醫(yī)學(xué)有限公司