CN108430369A - 用于在治疗部位辐射微波能量并分配液体的电外科器械 - Google Patents

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Abstract

一种电外科装置，其：(i)既能够生成辐射微波场以执行血液凝结或消毒，又能够(ii)将液体、例如用于治疗消化性溃疡的肾上腺素分配到目标区域。使用微波能量允许受控的凝结，所述微波能量不受组织阻抗在凝结期间的变化影响，并且可在给定时间内实现高水平的凝结。所述装置包括探针尖端，所述探针尖端具有同轴传输线，所述同轴传输线包括中空内导体，所述中空内导体具有在其内表面上形成的电介质材料。液体输送通道位于所述电介质材料内部。所述探针尖端包括耦合以从所述同轴传输线接收微波能量的导电元件，所述导电元件形成用于从所述探针尖端向外发射微波EM场的辐射天线结构。

Description

用于在治疗部位辐射微波能量并分配液体的电外科器械
发明领域
本发明涉及一种用于将液体施用到身体内的目标区域并且用于在同一目标区域处发射微波场以例如用于血管凝结的电外科器械。本发明还涉及一种包括所述电外科器械的电外科设备。
发明背景
已知微波能量可用于例如在胃肠道中通过引起血液凝结来阻止出血。还已知在更严重或更大规模的出血的情况下，希望将液体药物(诸如肾上腺素)施用到出血的部位。常规地，为了做到这一点，必须将微波发射器从经受出血的体腔移除，以便注射肾上腺素。这意味着在注射肾上腺素的整个时段内都不会发生微波凝结，从而减弱了对血液流动的阻止。
发明内容
总体而言，本发明提供一种电外科装置，其既能够生成辐射(即非电离)微波场以执行血液凝结(或消毒)，又能够将液体(例如，用于治疗消化性溃疡的肾上腺素)分配到目标区域。在本文中，“微波场”、“微波辐射”和“微波能量”或类似术语是指频率为400MHz至100GHz并且更优选地1GHz至60GHz的电磁辐射。已经考虑的具体频率是：915MHz、2.45GHz、3.3GHz、5.8GHz、10GHz、14.5GHz和24GHz。使用微波能量允许受控的凝结，所述微波能量不受凝结组织的阻抗效应限制，并且能够在给定时间内实现高水平的凝结。与其他技术(诸如双极RF凝结)相比，微波的使用还可呈现更低的由于灼烧导致受伤的风险。
为了实现上文所描述的双重功能性，本发明可提供一种电外科器械，其包括：细长探针，所述细长探针具有：同轴传输线，所述同轴传输线用于输送微波电磁(EM)能量；探针尖端，所述探针尖端连接在所述同轴传输线的远侧端部处以用于接收所述微波能量；液体通道，所述液体通道位于所述同轴传输线内部以用于将液体穿过所述细长探针输送到所述探针尖端，其中所述同轴传输线包括：中空内导体；外导体；第一电介质材料，所述第一电介质材料将所述内导体与所述外导体分开；以及中空第二电介质材料，所述中空第二电介质材料在所述中空内导体的内表面上，所述液体通道位于所述中空第二电介质材料内部；其中所述探针尖端具有从中延伸穿过的探针尖端通道，所述探针尖端通道终止于其远侧端部处的孔口中，并且其中所述探针尖端包括耦合以从所述同轴传输线接收微波能量的导电元件，所述导电元件形成用于从所述探针尖端向外发射微波EM场的辐射天线结构。
在本文中，除非上下文另外指出，否则对“传导的”和“导体”的引用意味着导电的。
导电元件可连接到内导体或外导体中的至少一个以形成辐射天线结构。
探针尖端可包括中空第二电介质材料的超出同轴传输线的远侧端部的延长部。因此，探针尖端通道可包括由中空第二电介质材料的延长部限定的通道或可由所述通道构成。同轴传输线的远侧端部可限定在外导体终止的点处。中空内导体也可延伸到探针尖端中，在所述探针尖端中，所述中空内导体形成导电元件的全部或部分。
探针尖端优选地包括由第三电介质材料形成的尖端主体，所述尖端主体连接到同轴传输线的远侧端部。例如，第三电介质材料可被安装在中空第二电介质材料的延长部上。因此，探针尖端通道可延伸穿过第三电介质材料。第三电介质材料可与第一电介质材料和/或第二电介质材料相同或不同。
在一个实施方案中，内导体和外导体可接合到探针尖端处的半波长环中，由此所发射的微波EM场是在所述环内部形成的H场。
在使用中，探针尖端定位在治疗目标区域处，例如，内出血或消化性溃疡的部位。所述装置能够以两种模式操作：
(i)微波辐射模式：辐射天线结构发射非电离微波辐射以用于血管凝结
(ii)液体递送模式：从液体源将液体提供到液体通道，液体可从液体通道被分配到目标区域中。这种模式可通过用液体灌满液体通道来实现。
探针尖端具有连接到同轴传输线的远侧端部的近侧端部，以及与所述近侧端部相反的远侧端部，所述远侧端部可在电外科器械的使用期间与目标区域接触。探针尖端通道接合探针尖端的近侧端部和远侧端部。孔口位于探针尖端的远侧端部处。在使用中，孔口提供通向目标区域的通路以用于液体递送。
空心针、例如皮下注射针可设置在液体通道内部，其中所述空心针的第一端与所述液体通道流体连通，并且所述空心针的第二端被布置来将液体从所述液体通道穿过所述探针尖端通道的所述孔口递送到目标区域。针的第二端优选地位于探针尖端通道内部、在孔口的近侧。在使用中，在液体递送模式下，从液体源将液体提供到液体通道，液体从液体通道进入针的第一端，并且沿着针流动，在针的第二端处离开而进入探针尖端通道中并从孔口流出，或者如果针的第二端位于探针尖端通道外部。
针可连接到内导体，并且在距孔口奇数个四分之一波长处暴露，使得针能够充当辐射天线结构。
有利地，针可能够在回缩位置与暴露位置之间调节，其中当针处于暴露位置时，针的第二端位于探针尖端的外部，即与目标区域接触或紧密相邻，并且当针处于回缩位置时，针的第二端保持在探针尖端的内部。另选地，当针处于回缩位置时，针的第二端可一直回缩回探针尖端所连接到的同轴传输线内部。针的回缩允许用户确保针在由辐射天线结构发射微波场期间不处于暴露位置。
为了实现针在暴露位置与回缩位置之间的调节，电外科器械可设置有针调节装置，例如可将导丝附接在针的第一端处或其附近，所述导丝沿着液体通道传递，使得可从液体通道的近侧端部控制针的调节。这实现了在使用装置的同时对针的调节。
为了防止当针处于暴露位置时发射微波场，同轴传输线的内导体可具有轴向间隙，并且针调节装置可包括导电环，所述导电环被布置来在针处于回缩位置时跨越内导体中的间隙。当针处于暴露位置时，导电环被布置成不再跨越内导体中的间隙，从而切断电连接，并且因此不将功率递送到探针尖端，由此防止发射微波场。
另选地，传感器可用于检测针是否处于暴露位置。可能的传感器包括回波损耗传感器、接近探测器、或光电探测器。当此类传感器检测到针处于暴露位置时，所述传感器可防止装置以微波辐射模式操作。
针馈送管也可附接到针的第一端以向针供应将要施用到目标区域的液体。以这种方式，可更小心地控制液体的递送，并且不需要用液体灌满整个通道以便施用液体，这可使得更经济地使用液体。
针的至少一部分可位于探针尖端通道内，并且可附连到探针尖端通道的壁，以增大稳定性。针可位于探针尖端通道的壁上的针引导结构中，以便确保于在暴露位置与回缩位置之间的调节期间，针的纵轴不改变其相对于探针尖端通道的纵轴(即，与同轴传输线的轴线对准的轴线)的取向。这允许针的调节期间的更好的控制，并且可(例如)确保当器械在使用中时，针在调节期间不会跨生物组织横向地刮擦。
针的最大直径可小于孔口或探针尖端通道的最小直径。在这种情况下，可提供插塞以在针与探针尖端通道的壁之间形成不透流体密封。
这种密封可在针处于暴露位置时允许将液体从针注射到目标区域，但是在针处于回缩位置时防止血液或其他体液回流到探针尖端中。插塞可由塞住孔口的非刚性或可弹性变形材料形成，使得当针处于暴露位置时，插塞在针的外表面上施加向内的压力以形成不透流体密封，并且当针处于缩回位置时，插塞的可弹性变形性质确保不存在穿过插塞的孔，即，将针可穿过的孔封上。插塞的最外端可与探针尖端的表面齐平，并且可被成形为形成连续表面。另选地，插塞可位于探针尖端通道内部，使得其最外端与孔口间隔开。插塞可由硅橡胶制成。
导电元件优选地被配置来充当辐射单极天线。为了发射圆柱形各向同性微波场，探针尖端可具有圆柱对称性，以确保在使用期间，微波场的取向与探针尖端的旋转无关。这是有利的，因为当插入体内时，可能难以将探针尖端操纵到正确的取向。探针在形状上可以是穹顶形、圆锥形、或截头圆锥形。这些形状可使得能够在治疗期间使用探针尖端施加压力。当探针尖端具有圆柱对称性时，探针尖端通道的纵轴(即，与同轴传输线的轴线对准的轴线)优选地平行于探针尖端本身的圆柱对称轴。更优选地，探针尖端的对称轴与探针尖端通道的纵轴相同。当沿着探针尖端的对称轴观看时，探针尖端通道可位于探针尖端的中央。探针尖端的另选几何形状包括具有半球形远侧端部的圆柱形状以及球形状。探针尖端在形状上可以是细长的，即，探针在纵轴方向上的长度可长于探针尖端的最大直径。这将允许探针在使用中沿着血管对准，以便在以微波辐射模式操作时引起沿着血管分布的凝结。另选地，第三电介质材料可以是盘形的。
探针尖端通道可与同轴传输线的轴线对准，至少在它们之间的界面附近对准。
第三电介质材料优选地为低损耗、高机械强度的材料。这里，“低损耗”是指微波可穿过而没有大量能量损耗到其中的材料。优选地，材料的介电损耗角正切小于0.01，并且更优选地小于0.001。此外，第三电介质材料优选地是足够刚性的，使得在器械的使用期间可将机械压力施加于出血部位，而探针尖端不发生明显变形。电介质材料可以是以下各项中的一项：PEEK、PTFE或陶瓷，诸如MACOR。第三电介质材料可与第一电介质材料相同，并且可与第一电介质材料是连续的。
内导体可电连接到界定探针尖端通道的壁的内表面上的导电壳体。优选地，导电壳体是同轴传输线的内导体到探针尖端通道中的纵向延伸部。
导电壳体可充当能够透过探针尖端的第三电介质材料传输微波的杆形天线。当探针尖端通道的内表面被涂布在导电壳体中以便形成辐射单极天线时，针优选地与所述导电壳体例如通过一层绝缘材料绝缘，所述一层绝缘材料可覆盖导电壳体的整个内表面，或另选地，仅覆盖针接触所述内表面的部分。
包围导电壳体的第三电介质材料的存在可改进能量到组织中的递送，例如，通过例如使用下文所讨论的阻抗匹配变换器来减少所反射功率的量。
另选地，内导体可电连接到界定探针尖端通道的壁的表面上的导电壳体，所述导电壳体延伸越过探针尖端通道的远侧端部，然后弯折或弯曲返回到其自身上以在探针尖端的外表面上形成导电涂层。导电涂层可覆盖整个探针尖端，并且可与同轴传输线的外导体电隔离，即不电连接到外导体，以便避免内导体与外导体之间的短路。导电涂层可通过在探针尖端的远侧端部处、位于导电涂层与外导体之间的环形间隙来与外导体电隔离。间隙中的空气可提供所需的隔离。另选地，可在两者之间设置绝缘带。为了确保更均匀连续的微波场，当导电壳体弯折或弯曲返回到其自身上(如上文所描述)时，探针尖端通道在其远侧端部处的边缘可以是光滑的弯曲边缘或斜切边缘，而不是成锋利角度的边缘。
同轴传输线的外导体可接地以形成通向天线的不平衡馈送，或可浮置以形成通向天线的平衡馈送，即两个导体上的电压上下变动。
优选地，为了尽可能有效地将微波能量递送到目标区域，辐射天线结构的阻抗被布置成在所采用的微波场的频率下与目标区域的组织的阻抗良好匹配。在将阻抗匹配到血液阻抗的情况下，这确保微波场能够引起有效且容易控制的凝结。阻抗匹配可通过位于同轴传输线的远侧末端与探针尖端之间的四分之一波长变换器来实现。如果第三电介质材料是MACOR，则变换器的长度可为大约5.5mm，或者如果第三电介质材料是PEEK，则变换器的长度可为大约7mm。另外，电容电抗或电感电抗匹配短线可用于匹配掉阻抗的虚部。
液体通道可由同轴传输线的第二电介质材料的内表面限定。第二电介质材料可代表用于防止导体刮擦(例如，当工具穿过中空部时)的保护性涂层。同轴传输线可由形成中空第二电介质材料的电介质材料的内管形成。中空内导体可包括包裹在所述内管周围的一层导电带。所述带可包括银带、铜带或镀银铜带。第一电介质材料可由包裹在内导体周围的电介质带形成。外导体可由与构成内导体的导电带相似或相同的一层导电带形成。由第四电介质材料制成的保护套也可设置于外导体的外表面上，其中所述第四电介质材料可与第一电介质材料、第二电介质材料和第三电介质材料中的任一种相同。
此外，液体通道可设置作为管腔结构的部分，所述管腔结构是与内导体和/或涂布在其上的保护性涂层分开的实体，所述管腔结构具有外壁，其内表面界定液体通道。包括液体通道的管腔结构可设置于内导体内部。因此，管腔结构的最大外径可小于同轴传输线的内导体的最小内径。以这种方式，可将管腔结构布置在同轴传输线内部，以提高空间效率。
除液体通道外，管腔结构可包括第二通道，其用于将另外的工具(诸如，照相机、材料、液体或气体等)输送到探针尖端并由此输送到目标区域。第二通道可大于液体通道。
在管腔结构内存在第二通道的情况下，探针尖端可包括第二探针尖端通道，其中液体通道和第二通道分别与探针尖端通道和第二探针尖端通道流体连通，以便防止在管腔结构内的不同通道中输送的物品的混合/碰撞/缠结。具体地，在针位于探针尖端通道中的情况下，只有单个液体通道可与针的第一端流体连通，以便允许通过灌满液体通道来将液体分配到针。如果管腔结构中没有其他通道与针的第一端流体连通，则液体进入不同通道的风险最小。针调节装置可仅位于管腔结构的液体通道中，并且针可仅位于与液体通道流体连通的探针尖端通道中。
管腔结构可以是细长的、基本上圆柱形的结构，其被配置来配合在同轴传输线的内导体内部，使得其外表面与内导体的内表面齐平。在内导体的内表面上存在保护性涂层的情况下，管腔结构可与保护性涂层的内表面齐平。液体通道可形成为由管腔结构的外壁和分隔壁中的至少一个限定的偏心通道。然后管腔结构的剩余部分可用于将另外的工具、材料、液体或气体输送到探针尖端，如上文所描述。
官腔结构优选地由柔性材料制成，诸如PEBAX、尼龙、聚酰亚胺、或PTFE。这允许管腔结构随着细长探针的弯曲而弯曲，并且还保持足够的刚性以便不会在弯曲期间扭结。
优选地，液体通道被布置来将肾上腺素输送到探针尖端和/或针，肾上腺素因其血管收缩特性而可被使用。另选地，液体通道可被布置来输送约束血管或清洁部位使得然后可施加能量来阻止出血的液体，例如盐水。
构成同轴传输线的内导体和外导体的厚度优选地被最小化，以便使由内导体的内表面限定的中空部的直径最大化。此外，内导体和外导体的厚度应被选择来确保使第一电介质材料的厚度最大化，以确保在(例如)5.8GHz下的可接受水平的损耗。
同轴传输线的外径可不超过10mm，并且更优选地不超过5mm。最优选地，同轴传输线的外径可不超过2.5mm。因此，细长探针可被设定大小来配合在手术窥视装置(诸如，内窥镜、腹腔镜等)的器械通道内部。将内导体与外导体分开的第一电介质材料可不超过1mm厚，并且更优选不超过0.5mm厚。第一电介质材料的介电常数可不超过5，并且更优选地不超过3，并且最优选地不超过2.5。第一电介质材料可以是聚四氟乙烯(PTFE)。
另选地，可将与PTFE相比具有更高空气含量的更低密度的材料用于第一介电材料。例如，可使用介电常数可在1.6与1.8之间的低损耗、低密度PTFE。另选地，可使用介电常数在1.3与1.5之间的微孔PTFE。由于与沿着同轴传输线传输微波相关联的低电压，这是可能的。为了使第一电介质材料的厚度最小化，优选地存在仅单层材料。
内导体或外导体中的至少一个可由银制成。内导体和外导体的厚度可不超过50微米，并且优选地不超过25微米，并且最优选地不超过10微米。这些厚度足够用于沿着同轴传输线传输微波能量，但是尽可能小以便使由中空内导体的内表面限定的中空部的大小最大化。
针具有优选地不超过1mm并且更优选地不超过0.5mm的直径，以便穿过液体通道配合，并且还使针所需的空间量最小化。
根据本发明的另一方面，提供一种电外科设备，其具有：如上文所描述的电外科器械；微波馈送结构，所述微波馈送结构被配置来从微波信号发生器接收微波EM能量，并且将所述微波EM能量输送到所述电外科器械；液体馈送结构，所述液体馈送结构被配置来从液体源接收液体，并且将所述液体输送到所述电外科器械。
所述电外科设备可包括微波信号发生器和/或液体源。液体源优选地为肾上腺素源。
微波馈送结构可以其中保留通向中空部馈送的通路的方式将微波EM能量输送到电外科器械的同轴传输线。例如，微波馈送结构可以距同轴传输线的长轴大约90度或者以距同轴传输线的长轴45度入射到同轴传输线上。
微波馈送结构的阻抗与同轴传输线的阻抗可例如通过包括变换器布置来匹配，所述变换器布置电连接在微波馈送结构与根据本发明的第一方面的电外科器械(在本文中，“电外科器械”)的同轴传输线的近侧端部之间的。匹配阻抗降低微波馈送结构与电外科器械的同轴传输线的近侧端部之间的界面处的功率损耗。
所述电外科设备还可包括手持件，其可由用户握住以便操作所述电外科设备。手持件可包括用于连接微波馈送结构或液体馈送结构中的一个或两个的附接部分。附接部分可呈螺纹配件的形式。使得馈送结构与液体通道/同轴传输线之间的界面固定在手持件内部确保各部分的相对取向保持固定，并且不太可能分离。因此，变换器布置可位于手持件内部、在微波馈送结构与同轴传输线之间的界面的位置处。
中间同轴传输线区段可位于微波馈送结构与电外科器械的同轴传输线之间，所述中间同轴传输线的外径可大于所述电外科器械的所述同轴传输线的外径。在微波馈送结构与中间同轴传输线的界面处可使用标准四分之一波长变换器。中间同轴传输线可包括渐缩区段，在所述渐缩区段中，所述中间同轴传输线在直径上减小以匹配电外科器械的同轴传输线的直径。所述线渐缩的方式可被优化以使由因直径变化造成的阻抗失配引起的功率损耗或衰减最小化。第二四分之一波长变换器可存在于中间同轴传输线与电外科设备的同轴传输线之间的界面上，以便执行进一步的阻抗匹配，并因此使因微波馈送结构与所述电外科器械的同轴传输线之间的信号切换造成的功率损耗最小化。
上文所陈述的任选特征可单独应用或与任何其他特征结合应用。本发明的另外的任选特征在下文予以陈述。
附图简述
现将参考附图以举例的方式来描述本发明的实施方案，在附图中：
图1是示出纵向穿过电外科器械的部分的截面的示意图解；
图2是示出纵向穿过根据本发明的第一实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解，其示出处于暴露位置的空心针；
图3是示出纵向穿过根据本发明的第一实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解，其示出处于回缩位置的空心针；
图4是示出纵向穿过根据本发明的第二实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解；
图5是示出纵向穿过根据本发明的第三实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解；
图6是示出纵向穿过根据本发明的第四实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解；
图7是示出纵向穿过根据本发明的第五实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解；
图8是示出纵向穿过根据本发明的第六实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解；
图9是示出纵向穿过根据本发明的第七实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解；
图10是示出穿过根据本发明的第七实施方案的电外科器械的部分的横截面的示意图解；
图11是可在电外科设备中使用的手持件的示意图解，所述电外科设备包括根据本发明的第一实施方案至第七实施方案中任一个的电外科器械；
图12是可在电外科设备中使用的另选手持件的示意图解，所述电外科设备包括根据本发明的第一实施方案至第七实施方案中任一个的电外科器械；
图13是穿过适合与本发明一起使用的用于同轴传输线的近侧连接器的示意性剖视图；
图14是为本发明的实施方案的电外科器械的远侧末端的示意性透视图；
图15是示出对由图14所示的器械发射的微波场强度的模拟；并且
图16是示出在设置有不同尖端长度时图14所示的器械的回波损耗的曲线图。
附图详述
图1是示出纵向穿过电外科器械的部分的截面的示意图解。器械100包括在界面116处接合的同轴传输线102和探针尖端104。同轴传输线102在朝向微波馈送结构和液体馈送结构(未示出)的箭头的方向上向左延伸出图。同轴传输线102由均由导电材料(诸如银)形成的外导体106a、106b和中空圆柱形内导体108a、108b限定。电介质材料110a、110b在空间和电两方面上将外导体106a、106b与内导体108a、108b分开。保护性涂层112a、112b位于内导体108a、108b的内表面上。保护性涂层112a、112b的内表面限定通道114。剩余附图省略了保护性涂层112a、112b，但需注意的是，可以在下文所描述的本发明的所有实施方案中包括保护性涂层。
探针尖端104在界面116处连接到同轴传输线102。探针尖端104具有第三电介质材料122，所述第三电介质材料122被形成为圆柱对称穹顶形状，中央探针尖端通道118沿着其对称轴延伸。探针尖端通道118的最右端限定孔口120。内导体108a、108b和保护性涂层112a、112b均连续延伸越过界面116以形成探针尖端通道118的圆柱形壁。因此，在本实施方案中，探针尖端通道118与通道114是连续并且具有相同直径，以使工具能够容易地穿过通道114而到达探针尖端通道118中。
在操作中，同轴传输线被连接以从微波信号发生器(未示出)接收信号，并且内导体108a、108b和外导体106a、106b充当波导以沿着同轴传输线102输送微波能量。
内导体108a的圆柱形部分充当单极辐射天线，并且被耦合以从同轴传输线102接收微波能量，并由此通过电介质材料122向周围发射微波场。
图2和图3是各自示出纵向穿过根据本发明的实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解。这里不再重复描述那些已经描述的特征。标记有与前一图相同的第二位数字和第三位数字的特征被认为是等同物。在图2所示的实施方案中，皮下注射针224位于探针200的中央通道内部，所述中央通道由通道214和探针尖端通道218形成。针224具有第一端226和第二端228。由刚性金属制成的导丝232附接到针224的第一端226。导丝232用于左右(在图2的视图中)移动针224，即沿着探针尖端通道218前后移动针224。插塞230位于探针尖端通道218的孔口220中。插塞230由类似橡胶的材料形成，所述材料能够与由内导体108a、108b形成的探针尖端通道218的壁形成紧密密封。插塞230具有从中延伸穿过的孔口，针224可穿过所述孔口。当针224穿过插塞230并且针224的第二端228从插塞230突出而暴露于周围时，针224处于暴露位置。在这个位置中，当将液体馈送到针224的第一端226时，所述液体可通过针的第二端228离开到周围区域，以用于治疗或其他目的。
导丝232可用于将针224从图2所示的位置牵拉到图3所示的位置。
在图3中，针324被抽回，使得针的第二端处于探针尖端通道318内部，并且不再暴露于周围区域。这就是回缩位置。当针324处于这个位置时，插塞330的可弹性变形性质确保其自身进行密封，从而防止探针尖端通道318内部的液体逸出到周围，并且防止来自周围的液体或其他物质进入探针尖端通道318并污染其内容物。从图3所示的针324的回缩位置，导丝可用于将针往回推动穿过插塞330以使针返回到图2所示的暴露位置。
图4、5和6示出具有不同探针尖端几何形状的本发明的另选实施方案。图4中的探针尖端404是圆锥形的。在类似的实施方案中，圆锥的围绕孔口520的边缘可以是弯曲的或斜切的。
图5的探针尖端504是穹顶形状的，类似于图1到3所示实施方案，但是具有更浅的电介质材料522穹顶，并因此具有更短的探针尖端通道518。
在图6所示的实施方案中，探针尖端604由电介质材料的圆柱形区段622a和半球形区段622b形成。这两个区段是连续的，并且一体形成。图中的虚线仅将圆柱形部分622a与半球形部分622b勾画开来，并且不表示中断或接合。
图7是示出纵向穿过根据本发明的另一个实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解。在图7所示的电外科器械700中，探针尖端704的天线结构不同于先前实施方案中所描述的那些。形成探针尖端通道718的壁的内导体708从孔口720延伸出来，并且向后折叠以覆盖电介质材料722的外表面，而不是如先前实施方案中那样在孔口处终止。导电材料的覆盖电介质材料722的部分734与外导体706a、706b电隔离。例如，空间736可围绕探针尖端的整个圆周定位。图8示出与图7类似的实施方案。两者的不同之处仅在于：在图8所示的实施方案中，同轴传输线的电介质材料810a、810b与探针尖端804中的电介质材料822是连续的。需注意的是，在所有前述实施方案中，对于同轴传输线和探针尖端可使用相同的电介质材料。
图9是示出纵向穿过根据本发明的另一个实施方案的电外科器械的部分的截面的示意图解。这里，位于同轴传输线的由内导体908a、908b限定的中空部中的通道914的结构是不同的。位于由内导体908a、908b限定的通道中的是管腔结构，其典型截面在图10中示出。管腔结构具有圆柱形外壁942a、942b和分隔壁938，它们限定两个通道—主通道914(如在所有其他实施方案中那样)和更小的针通道940。针通道940在直径上小于主通道914，并且并不比针924本身宽得多，在其他实施方案中，针通道940可被成形为与针具有相同直径。在这个实施方案中，针通道940可灌满液体，以便向针的第一端926供应液体以施用到周围环境。因为针通道940与主通道914隔离，所以本实施方案中不需要插塞。如有必要，主通道914可用于将单独的物品输送到周围。
图11和图12是可在手持式控制器(在本文中也称为“手持件”)使用以操作本发明的连接器1100和连接器1200的示意图解。未示出这些图所示的缆线的细节，但是具体地，缆线区段1170、1270对应于图1至9中任一个的细长探针区段，并且大同轴传输线区段是类似的结构，只是具有更大直径而已。
具体地，这些图解示出微波信号发生器与如图1至9所示的同轴传输线之间的阻抗匹配所使用的机制。在图10中，手持件1100在输入端1120处连接到液体馈送结构(未示出)，所述液体馈送结构将液体(诸如肾上腺素)从液体源(也未示出)递送到手持件1100。输入端1120直接馈送到在大同轴传输线区段1140的中央处的中空通道中，以用于传输到更小直径的缆线1170中，所述缆线1170对应于同轴传输线，例如像前图所示的102。
微波信号发生器(未示出)所生成的微波信号由微波馈送结构(也未示出)传输到输入端1110。微波信号从输入端1110穿过四分之一波长变换器1130而到达大同轴传输线区段1140的内导体和外导体，四分之一波长变换器1130起作用来将大同轴传输线的阻抗匹配到微波馈送结构的输入阻抗。
四分之一波长变换器的匹配阻抗使用以下公式来计算：
其中Z1和Z2是输入阻抗和输出阻抗。
大同轴传输线区段1170的阻抗是微波馈送结构的阻抗与缆线1140的阻抗之间的中间值。大同轴传输线区段的从微波进入的点到渐缩区段1150的起点的长度是λ/2的整数倍，其中λ是微波信号发生器所生成的微波的波长，这允许大同轴传输线区段“不可见”，并且改进与缆线1140的匹配。微波信号然后穿过45°渐缩区段1150输送到更小直径的缆线1170，以便确保缆线中不存在突变台阶，所述突变台阶将导致由于界面处的反射所造成的所不期望的功率损耗。微波信号从渐缩区段1150输送到缆线1170。
在也由图11示意性表示的另选实施方案中，大同轴传输线区段1140具有确保其与缆线1170具有相同阻抗的几何形状。以这种方式，不需要另外的阻抗匹配装置。适当的几何形状可根据以下等式确定：
其中b/a表示外导体的内径与内导体的外径之比，Z0是变换器的阻抗，并且∈r是电介质材料的介电常数。
图12示出另选手持件。在图12中，与图11一样，手持件1200在输入端1220处连接到液体馈送结构(未示出)，所述液体馈送结构将液体(诸如肾上腺素)从液体源(也未示出)递送到手持件1200。输入端1220直接馈送到在大同轴传输线区段1240的中央处的中空通道中，以用于传输到更小直径的缆线1170中，所述缆线1170对应于同轴传输线，例如像前图所示的102。
微波信号发生器(未示出)所生成的微波信号由微波馈送结构(也未示出)传输到输入端1210。微波信号从输入端1210穿过四分之一波长变换器1230而到达大同轴传输线区段1240的内导体和外导体，四分之一波长变换器1230起作用来将大同轴传输线的阻抗匹配到微波馈送结构的输入阻抗。信号然后穿过第一45°渐缩结构1250，之后穿过第二四分之一波长变换器1260，信号从这里入射到缆线1270上。在这个实施方案中，包括两个四分之一波长变换器1230和1260允许同轴传输线的大区段具有任何几何形状，因为四分之一波长变换器1230、1260确保了微波馈送结构与缆线1270之间的阻抗匹配。
图13示出可用于将微波能量和液体馈送到上文所讨论的电外科器械中的近侧连接器1300。近侧连接器1300包括安装在外主体1304的近侧端部处的标准同轴连接器1302，诸如SMA连接器。同轴连接器1302被布置来接收可输送来自微波信号发生器(未示出)的微波能量的常规同轴缆线(未示出)。外主体1304被布置来在其远侧端部处接收中空同轴传输线1306的近侧部分，所述中空同轴传输线1306形成上文所讨论的本发明的部分。
在外主体1304内，内导体1312和中空内电介质管1314背离同轴传输线的外导体1316的近侧终端及第一电介质材料1318延伸。内导体1312和中空内电介质管1314被接收在近侧连接器1300的内主体1320中，在这个实例中，所述内主体1320是短导电管。内导体1312与内主体1320电接触并终止于内主体1320内。中空内电介质管1314延伸穿过内主体1320并且通过在内主体1320的侧表面中形成的孔口离开。
内主体1320电连接(例如，通过焊接)到同轴连接器1302的远侧内导电元件1322。以这种方式，同轴传输线1306的内导体1312连接到递送微波能量的同轴缆线的内导体。
外主体1304具有远侧套圈1308，其电连接(例如，通过焊接部(solder)1310)到同轴传输线1306的外导体1316。外主体1304及其远侧套圈1308由导电材料制成，并且通过同轴连接器1302电连接到递送微波能量的同轴缆线的外导体。
绝缘套筒1324将内导电元件1322与外主体1304隔离。
中空内电介质管1314穿过外主体1304延伸到液体源(未示出)。电介质间隔件1326(例如，由PTFE制成)将内主体1320与外导体1316的近侧端部分开(并确保其间的电隔离)。
图13所示的近侧连接器1300的尺寸可被选择成使得近侧连接器1300充当同轴缆线与同轴传输线1306之间的四分之一波长阻抗变换器。
使用本文所讨论的尺寸和材料，同轴传输线1306可具有大约14Ω的特性阻抗。标准同轴缆线的典型特性阻抗为50Ω。近侧连接器中的内主体1320和外主体1304的直径可设定来针对等于一个四分之一波长的长度L提供所需的阻抗。在这个实例中，内主体1320和外主体1304形成具有以下特征的充气同轴线(∈r＝1)：Z0＝26.5Ω，a＝4mm，b＝6.1mm且L＝12.9mm，其中a和b分别对应于内导体的外径和外导体的内径。
为相对于同轴传输线1306的纵轴以一定角度(例如，45°)延伸的中空内电介质管1314提供通道限制了对变换器本身的操作的任何干扰。据发现，由于管的直径小，所以即使在直接穿过导体时，微波源与缆线之间也仍然存在良好的匹配。
图14示出为本发明的另一个实施方案的电外科器械的外部视图。这个实施方案与图1相同，只是探针尖端包括由Macor制成的环形尖端主体1402，Macor是由康宁公司开发的可机加工玻璃陶瓷。Macor由于其在一定频率范围上的良好热绝缘性和电绝缘性以及机加工容易性而被选择用于这个原型。
模拟当辐射到肝脏中时的具有图14所示的结构的一系列尖端。
图15示出所选择尖端设计的功率密度分布。位于尖端的远侧端部处的是最大功率密度为74.43dBm/m3的区域1502。假设比热密度为3.49kJkg-1K-1且组织密度为1060kg/m3，可计算出在1cm3的组织中实现凝结所需的能量为大约3.7J。为了实现凝结，需要将组织加热大约23℃，产生大约85.1J的总能量需求。根据对辐射尖端的当前设计的模拟，这在区域1502中可在0.3s内实现并且在区域1504中可在8.5s内实现。
图16示出针对三种不同尖端长度的回波损耗测量结果。线1602对应于3.5mm的尖端长度。线1604对应于3mm的尖端长度。线1606对应于2.5mm的尖端长度。可以看出，模拟结果表明，3mm尖端提供到组织中的更好匹配，在5.8GHz下产生大约-16dB的回波损耗。

Claims (24)

1.一种电外科器械，其包括：
细长探针，所述细长探针具有：
同轴传输线，所述同轴传输线用于输送微波电磁(EM)能量，
探针尖端，所述探针尖端连接在所述同轴传输线的远侧端部处以用于接收所述微波能量，以及
液体通道，所述液体通道位于所述同轴传输线内部以用于将液体穿过所述细长探针输送到所述探针尖端，
其中所述同轴传输线包括：
中空内导体，
外导体，
第一电介质材料，所述第一电介质材料将所述内导体与所述外导体分开，以及
中空第二电介质材料，所述中空第二电介质材料在所述中空内导体的内表面上，所述液体通道位于所述中空第二电介质材料内部；
其中所述探针尖端具有从中延伸穿过的探针尖端通道，所述探针尖端通道终止于其远侧端部处的孔口中，
其中所述探针尖端包括耦合以从所述同轴传输线接收微波能量的导电元件，所述导电元件形成用于从所述探针尖端向外发射微波EM场的辐射天线结构，并且
其中所述器械还包括位于所述液体通道内部的空心针，其中所述针的第一端与所述液体通道流体连通，并且所述针的第二端被布置来将液体从所述液体通道穿过所述探针尖端通道的所述孔口递送到目标区域。
2.根据权利要求1所述的电外科器械，其中所述微波频率EM能量的频率不小于400MHz并且不大于100GHz。
3.根据权利要求1或2所述的电外科器械，其中所述探针尖端包括所述中空第二电介质材料的超出所述同轴传输线的远侧端部的延长部。
4.根据任一前述权利要求所述的电外科器械，其中所述导电元件是设置在所述探针尖端通道的内表面上的导电壳体。
5.根据权利要求4所述的电外科器械，其中所述中空内导体延伸超出所述同轴传输线的所述远侧端部而进入所述探针尖端中以形成所述导电壳体。
6.根据权利要求4或5所述的电外科器械，其中所述探针尖端包括尖端主体，所述尖端主体具有从中延伸穿过的所述探针尖端通道，所述尖端主体由第三电介质材料形成并且连接到所述同轴传输线的所述远侧端部。
7.根据权利要求6所述的电外科器械，其中导电涂层在所述探针尖端的外表面上形成，并且其中所述导电壳体穿过所述孔口电连接到所述导电涂层。
8.根据权利要求7所述的电外科器械，其中所述导电涂层与所述同轴传输线的所述外导体电隔离。
9.根据任一前述权利要求所述的电外科器械，其中所述探针尖端关于与所述同轴传输线的纵轴共线的对称轴圆柱对称。
10.根据任一前述权利要求所述的电外科器械，其中所述针可在以下位置之间调节：
回缩位置，其中所述针的所述第二端位于所述探针尖端通道或所述液体通道内部，以及
暴露位置，其中所述针的所述第二端位于所述探针尖端通道外部、越过在其远侧端部处的所述孔口。
11.根据权利要求10所述的电外科器械，其包括安装在所述液体通道内并连接到所述针的导丝，所述导丝在所述液体通道的近侧端部处附接到致动器，所述致动器能操作来在所述液体通道内轴向地移动所述导丝以将所述针在所述回缩位置与所述暴露位置之间进行切换。
12.根据权利要求10或11所述的电外科器械，其中所述内导体在其中具有轴向间隙，并且其中所述导丝或所述针具有安装于其上的导电环，所述导电环被布置来在所述针处于所述回缩位置时跨越所述轴向间隙，并且在所述针处于暴露位置时不跨越所述间隙。
13.根据任一前述权利要求所述的电外科器械，其中所述针的最大直径小于所述探针尖端通道的最小直径，并且所述电外科器械还包括位于所述探针尖端通道中的插塞，所述针能穿过所述插塞，所述插塞与所述探针尖端通道的所述内表面形成不透流体密封。
14.根据权利要求13所述的电外科器械，其中所述插塞由可弹性变形材料制成。
15.根据任一前述权利要求所述的电外科器械，其中所述中空第二电介质材料内设置有多管腔结构。
16.根据权利要求15所述的电外科器械，其中所述多管腔结构包括所述液体通道和第二通道，它们彼此由分隔壁分开。
17.根据权利要求16所述的电外科器械，其中所述探针尖端具有从中延伸穿过的第二探针尖端通道，所述第二探针尖端通道与所述第二通道流体连通。
18.根据任一前述权利要求所述的电外科器械，其中所述同轴传输线的外径等于或小于5mm。
19.根据任一前述权利要求所述的电外科器械，其中所述第一电介质材料的厚度等于或小于1mm。
20.一种电外科设备，其具有：
根据任一前述权利要求所述的电外科器械；
微波馈送结构，所述微波馈送结构被配置来从微波信号发生器接收微波EM能量，并且将所述微波EM能量输送到所述电外科器械；
液体馈送结构，所述液体馈送结构被配置来从液体源接收液体，并且将所述液体输送到所述电外科器械。
21.根据权利要求20所述的电外科设备，其中所述液体源是肾上腺素源。
22.根据权利要求20或21所述的电外科设备，其还包括中间同轴传输线，所述中间同轴传输线在第一端处连接到所述微波馈送结构，并且在第二端处连接到所述电外科器械的所述同轴传输线。
23.根据权利要求22所述的电外科设备，其中四分之一波长变换器连接在：
所述微波馈送结构与所述中间同轴传输线之间的界面处，和/或
所述中间同轴传输线与所述电外科器械的所述同轴传输线之间的界面处。
24.根据权利要求22或23所述的电外科设备，其中所选择的所述中间同轴传输线的尺寸：
被选择来匹配所述微波馈送结构与所述电外科器械的所述同轴传输线之间的阻抗，或者
被选择成是所述微波馈送结构所传输的微波信号的半波长的整数倍。
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