CN112353486A - 一种具有热电偶的热消融导管及热消融装置 - Google Patents

Abstract

本公开提供了一种具有热电偶的热消融导管，包括：热电偶测温端，热电偶测温端呈三明治结构，包括第一电极、第二电极及夹心焊点，其中第一电极、第二电极的自由端朝向相反且相互平行贴近，并通过夹心焊点导电连接；衬管，衬管为中空结构，用于容置热消融组件，热电偶测温端设置于衬管外周表面；加热电阻丝，加热电阻丝缠绕于衬管外周呈螺线管状；其中，热电偶测温端设置在相邻两匝加热电阻丝之间的衬管上，热电偶测温端的外表面与加热电阻丝的外表面在同一个圆周面，第一电极、第二电极与加热电阻丝平行排布，热电偶测温端呈中心对称，第一电极及相邻热电阻丝、第二电极及相邻热电阻丝关于热电偶测温端中心点中心对称。

Description

一种具有热电偶的热消融导管及热消融装置

技术领域

本公开涉及微创治疗医疗器械领域，尤其涉及一种具有热电偶的热消融导管及热消融装置。

背景技术

微创治疗，最常见的热消融术因其比传统开放手术的侵袭性降低，疼痛减轻，并发症发生率低，恢复快，停工时间短，逐渐在下肢隐静脉功能不全，心肌信号传导失常引起的房颤等心脏病，顽固性高血压，血管梗阻，食管、宫颈等管腔内肿瘤，等治疗领域已逐渐成为主要的手术。其中，对于下肢隐静脉功能不全这种影响大约26％的成年人的疾病，自20世纪90年代末以来，静脉腔内热消融治疗静脉曲张，即射频消融(RFA)和静脉腔内激光消融(EVLA)的应用迅速发展，其有效性和安全性已在许多研究中得到充分证明，尽管其价格比开放性手术的价格昂贵(一次性导管约1万元，手术费用约1千元)，但考虑到复工时间，床位资源，病人生活质量等综合因素，目前在美国、英国、欧洲、韩国等发达国家，静脉腔内热消融治疗已成为该国下肢静脉曲张治疗指南中的治疗隐静脉功能不全的首选方法，其中美国的静脉曲张治疗手术中采用静脉腔内热消融的比率已在80％以上。在中国，随着经济和科技的发展，近十年来，微创治疗技术越来越受到重视，然而，在治疗静脉曲张的手术中，静脉腔内热消融术的占比还不及20％(80％以上是传统开放手术)，一个根本的因素是消融导管价格高，造成价格昂贵的主要因素有3个：1、该技术科技含量高，目前其技术和产品仅被欧美发达国家的一两家厂商所掌握，价格被垄断；2、导管属于精巧的小机构，其制造工艺复杂或困难；3、某些类型的热消融术(比如采用双电极或单电极设计直接射频(RF)消融术，以及激光消融术)对医生的操作经验要求高，医生的学习曲线长。

热消融导管设计的关键点有3个：1、在诸如4Fr-7Fr小管径尺寸范围内的结构设计和制造工艺的易实现性；2、消融程度的精确测量和控制；3、导管外表面的生物相容性。

对于关键点1：在需要插入血管或其他细小管腔中诸如4Fr-7Fr范围管径的导管，其空间尺度的限制，热消融组件和传感器的结构设计和实现工艺是比较困难的。其中一类间接RF消融类型的导管，其加热组件采用电阻丝(或电阻片)绕制成一段螺线管的电阻，给其加300kHz-500kHz的RF场，电阻产生热量再间接传递给人体组织，这类间接RF消融导管通常采用热电偶传感器控制消融过程。该类导管的设计，一方面对热电偶测温端(或点)的尺寸和产品之间的一致性要求高，且要求热电偶测温端的体积小响应速度快，能实时测量导管的真实温度；另一方面热电偶测温端在导管上的位置布局也很重要，要能反映导管外表面/(被消融组织的表面)的真实温度而又不影响导管表面的均匀度，如一些现有技术方案采用传统的热电偶，其设计是将两根不同材料的电极头端并列解除熔融形成一个焊点，为了确保焊点体积小，两根电极的线径需要很细，从而给加工工艺带来难度，导致导管价格昂贵，难以在低收入地区推广；而另一种现有技术的设计是在光纤光栅上缠绕加热电阻丝，依靠光纤光栅传感器测量消融过程中的温度和应力应变，该设计虽然能实现准确测量导管表面的温度，但是其制造工艺比较复杂，此外光纤光栅脆弱易断裂，在实际应用中，比如对曲张的静脉或有分叉的肾动脉消融时，导管需要在曲折的血管里进退，容易将光纤光栅弄断裂。

对于关键点2：其中对于RF直接作用于人体类型的导管，其物理原理决定了依靠2-3个温度传感器无法测准消融区域的真实温度，而由于空间的局限性配置多个传感器是不现实的，因此RF直接消融类导管一般通过测量人体阻抗的变化控制消融程度，然而，由于人体阻抗受含水量影响，不同人的同一部位，同一人的不同部位的差异性都比较大，因此具体控制阻抗难以灵活调整，阻抗过小会导致提前结束消融，消融不彻底，造成残留和复发；阻抗过大会导致消融过度，甚至碳化，造成组织粘黏导管，而无法继续治疗，需要将导管从病灶体内抽出进行清理，然后才能继续治疗，因此这类导管依赖于专家经验，难以普及；其中对于EVLA，由于激光局部释放能量(局部高温可达800℃以上)，而凝固深度不够，因此也不易用温度控制消融，一般采用功率控制消融程度，无法得到精确的温度，存在灼伤，血管穿孔，以及血栓并发症医疗风险，因此消融过程对专家经验要求比较高，另外激光消融的光纤保护比较麻烦，光纤容易断裂或光纤的保护导管被烧断，断裂的光纤或烧断的保护导管残留到人体且难以被发觉，该类事件引发的医疗事故屡有道，这也正是激光消融术得不到更广泛推广，甚至于在逐渐衰退的主要原因。

对于关键点3：其中对于采用300kHz-500kHz频率的RF场直接作用于人体阻抗的RFA导管，无论是单电极、双电极、还是多电极结构设计，该类导管不容许在其金属电极表面设置生物相容性优良的光滑护套(由于其物理原理的限制，给电极加绝缘护套相当于在两个电极之间增加两个电容，300kHz-500kHz的RF无法穿过电容)；其中对于采用RF间接消融的导管，或其结构为异形，或其表面不均匀，很难实现配置均匀而光滑的护套。以上所述的两类导管加热时都容易对组织粘黏，当表面粘黏组织加不上功率时，需要将导管从病灶抽出进行清除后再继续进行手术；当对组织粘黏严重甚至碳化时不但给抽出导管带来困难，还容易引起再次出血，以及血管穿孔等并发症。

发明内容

(一)要解决的技术问题

本公开提供了一种具有热电偶的热消融导管及热消融装置，以至少部分解决以上所提出的技术问题。

(二)技术方案

根据本公开的一个方面，提供了一种具有热电偶的热消融导管，包括：

热电偶测温端，所述热电偶测温端呈三明治结构，包括第一电极、第二电极以及夹心焊点，其中第一电极、第二电极的自由端朝向相反且相互平行贴近，所述第一电极与第二电极的自由端之间通过夹心焊点导电连接；

衬管，所述衬管为中空结构，用于容置热消融组件，所述热电偶测温端设置于所述衬管外周表面；以及

加热电阻丝，所述加热电阻丝缠绕于所述衬管外周呈螺线管状；

其中，所述热电偶测温端设置在相邻两匝加热电阻丝之间的缝隙中，缝隙为1-3个热电阻丝线径的间距，热电偶测温端的第一电极、第二电极与各自相邻近的加热电阻丝平行排布，此外根据本公开的实施例，所述两匝热电阻丝之间缝隙间的衬管上具有至少一个热电偶引线孔，用于将所述第一电极与所述第二电极从所述至少一个热电偶引线孔引至所述衬管的内腔，热电偶测温端呈中心对称，第一电极及相邻热电阻丝、第二电极及相邻热电阻丝关于热电偶测温端的中心点中心对称，这样的设计确保热电偶的测量值等于热消融组件表面的真实温度。

根据本公开的实施例，所述第一电极、第二电极的外径与加热电阻丝的外径相同，且所述夹心焊点的厚度不超过所述第一电极、第二电极的半径，使热电偶测温端的外表面与加热电阻丝的外表面在同一个圆周面，确保导管表面无均匀光滑。

根据本公开的实施例，所述的热消融导管还包括：

护套，所述护套套设于所述加热电阻丝和衬管外周，所述护套为生物相容性、导热性良好，低摩擦系数(摩擦系数可在0.05-0.5范围内)且耐温大于140℃的材料。

根据本公开的实施例，所述加热电阻丝由一根电阻丝在热消融导管的自由端折返形成第一电阻丝引线和第二电阻丝引线，第一电阻丝引线和第二电阻丝引线并排缠绕在衬管的外周形成螺线管，所述第一电阻丝引线和第二电阻丝引线分别连接对应电源的正极和负极，使得相邻的第一电阻丝引线和第二电阻丝引线的电流方向相反。

根据本公开的实施例，所述衬管具有至少一个电阻丝引线孔，用于将所述第一电阻丝引线和第二电阻丝引线从所述至少一个电阻丝引线孔引至所述衬管的内腔。

根据本公开的实施例，所述第一电阻丝引线和第二电阻丝引线分别在第一电阻丝引线接点和第二电阻丝引线接点处被截断，并分别连接非阻性的延长导线。

根据本公开的实施例，所述第一电极、第二电极除夹心焊点外，外周都设置有绝缘层。

根据本公开的实施例，所述热消融导管的管身直径约在1mm-2.6mm之间，加热电阻丝及其引线、热电偶的第一电极、第二电极及其引线的直径在0.1mm-0.2mm之间。

根据本公开的实施例，所述夹心焊点耐温大于150℃。

根据本公开的另一个方面，提供了一种热消融装置，包括：

如前所述的热消融导管，以及

主机，直接或通过操作手柄与消融导管可拆卸连接，所述用于对热消融导管的热消融组件进行施能和控制。

(三)有益效果

从上述技术方案可以看出，本公开具有热电偶的热消融导管及热消融装置至少具有以下有益效果其中之一：

(1)本公开的热电偶采用三明治夹心结构焊接在一起，热电偶的两电极和加热电阻丝的直径相同，制造工艺简单，机械强度高，可降低对制造材料和制作工艺的要求；此外热电偶和导管结构设计使制造工艺相对简单，易于制造，因此可以有效降低成本，以克服现有导管因制造工艺复杂而导致的价格高昂弊端；

(2)采用新型热电偶和加热电阻丝的热消融导管的结构均匀、无突变，方便在外周装配摩擦系数小、生物相容性优良的护套，确保热消融组件表面光滑，对组织进行热消融时，对人体组织不粘黏，可以避免引起再次出血，以及血管穿孔等并发症等风险；

(3)热消融组件的加热温度均匀而温和，并且测温实时精准，因此可实现对治疗流程的确切的量化控制，操作更简单，使操作者的学习曲线缩短，不再依赖专家经验，使热消融治疗技术易于普及推广，且能降低手术成本；

(4)热电阻丝的缠绕方式和热电偶的布置，使加热电阻丝对热电偶不产生电磁干扰，还能有效抵消外界的共模电磁干扰，使治疗测量和控制更精准；同时热电阻的缠绕方式减小了加热电阻丝的电感，使主机的设计和控制更简单。

附图说明

图1为本公开实施例具有热电偶的热消融装置的结构示意图。

图2为本公开实施例的热电偶测温端结构示意图。

图3为本公开实施例的热电偶测温端布置在导管轴向截面结构意图。

【附图中本公开实施例主要元件符号说明】

100-热电偶测温端，200-导管传输段，300-热消融组件，400-主机，1-第一电极，2-第二电极，3-焊点，4-绝缘层，5-加热电阻丝，6-衬管，7-第一热电偶引线孔，8-第二热电偶引线孔，9-电阻丝引线孔，10-第一电阻丝引线接点，11-第二电阻丝引线接点，12-第一热电偶引线接点，13-第二热电偶引线接点，14-第一热电偶引线，15-第二热电偶引线，16-第一电阻丝引线，17-第二电阻丝引线，18-护套。

具体实施方式

本公开提供了一种具有热电偶的热消融导管，包括：热电偶测温端，所述热电偶测温端呈三明治结构，包括第一电极、第二电极以及夹心焊点，其中第一电极、第二电极的自由端朝向相反且相互平行贴近，所述第一电极与第二电极的自由端之间通过夹心焊点导电连接；衬管，所述衬管为中空结构，用于容置热消融组件，所述热电偶测温端设置于所述衬管外周表面；加热电阻丝，所述加热电阻丝缠绕于所述衬管外周呈螺线管状；其中，所述热电偶测温端设置在相邻两匝加热电阻丝之间的衬管上，热电偶测温端的外表面与加热电阻丝的外表面在同一个圆周面，热电偶测温端的第一电极、第二电极与相邻的两匝加热电阻丝平行排布，且呈对称的布局结构。

需要事先阐明的是，在具体实施方式部分出现的远端是指热消融导管的自由端，近端是指热消融导管靠近主机的一端。

为使本公开的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合具体实施例，并参照附图，对本公开进一步详细说明。

本公开某些实施例于后方将参照所附附图做更全面性地描述，其中一些但并非全部的实施例将被示出。实际上，本公开的各种实施例可以由许多不同形式实现，而不应被解释为限于此处所阐述的实施例；相对地，提供这些实施例使得本公开满足适用的法律要求。

在本公开的一个示例性实施例中，提供了一种具有热电偶的热消融导管。

图1为本公开实施例具有热电偶的热消融装置的结构示意图。如图1所示，本公开具有热电偶的热消融导管包括相相连热消融导管的以及主机400，其中，热消融导管包括远端的热消融组件300和近端导管传输段200，其中远端为施能热消融组件300，包括衬管6，加热电阻丝5，热电偶，热电偶测温端100设置于热消融组件300表面，近端为导管的延长轴，包括延长的衬管6，以及加热电阻丝5和热电偶的延长导线，通过延长导线将热消融组件300连接到施能和控制功能的主机400上。热电偶测温端100布置在热消融组件300表面，测量值反映了被消融组织表面的实际温度，可以更精准地的测量和控制热消融治疗过程，避免因消融过度而损失周围正常组织，或因消融不足而术后复发，使治疗更安全、有效。

以下对本实施例具有热电偶的热消融装置的各个部分进行详细说明。

热消融组件300设置在热消融导管的远端，热消融组件300的长度大约在1cm-10cm之间，包括均匀绕制在衬管外圆周的加热电阻丝5构成的螺线管和布置在螺线管线匝之间合适位置的热电偶。

在本实施例中，加热电阻丝5均匀绕制在衬管6上，热电偶测温端100同样设置于衬管6表面。加热电阻丝5的截面为圆形，其各匝线圈之间紧密接触，加热电阻丝5表面有一层绝缘层，使各匝线圈之间相互绝缘，绝缘层优选耐高温的聚酰亚胺。在其他一些实施例中，加热电阻丝5的线匝之间还可以以一定的距离间隔开，从而增加加热部分的长度或降低加热密度。

在本实施例中，加热电阻丝5用一根电阻丝在热消融导管的远端折返形成双线，双线并排缠绕成为一段螺线管形成热消融组件300。在热消融组件300附近的衬管壁上设置有电阻丝引线孔9，用于将加热电阻丝5尾端并排的两个电极，即第一电阻丝引线16、第二电阻丝引线17从衬管内腔走线并在导管传输段内部延伸，分别接主机400的正、负两极，使得相邻线匝之间的电流方向相反。由此，一方面，在维持加热功率的条件下，减小了加热电阻丝5的电感，使主机400的设计和控制更简单；另一方面，还能抵消加热电阻丝5产生的电磁场，不会对其他电器件，尤其是热电偶的热电偶测温端100产生干扰。此外，通过上述设置还能有效抵消外界的共模电磁干扰，使治疗测量和控制更精准。

所述热电偶的热电偶测温端100用于快速测量热消融组件300表面的当前治疗温度。与传统热电偶的不同，本发明的热电偶测温端100为三明治夹心结构。

图2为本公开实施例的热电偶测温端结构示意图。如图2所示，热电偶的第一电极1、第二电极2的尾端背向延伸。第一电极1和第二电极2除头端外都具有绝缘层4，绝缘层4可为耐高温的聚酰亚胺等。而两个电极的去掉绝缘层4的头端反向平行贴近，形成一小段平行的贴近段，采用钎焊的方式将该平行贴近的两个电极段焊接在一起，形成三明治夹心结构的热电偶测温端，其中夹心焊锡可选用导电且耐高温(150℃以上)的任意材料。

所述热电偶的热电偶测温端100布置在两匝热电阻丝之间的衬管上，一方面热电偶测温端100与相邻的两匝加热电阻丝5呈对称的布局结构，即热电偶测温点与两匝加热电阻丝5的间距相等，确保热电偶的测量值能反映导管热消融组件表面的真实温度。热消融组件的加热温度均匀而温和，并且测温精准实时，因此可实现对治疗流程的确切的量化控制，操作更简单，使操作者的学习曲线缩短，不再依赖专家经验，使热消融治疗技术易于普及推广，且能降低手术成本。

另一方面为了确保热消融组件300的圆周均匀无突变，要求热电偶测温端100和加热电阻丝5的线匝在同一个圆周面。为了实现这一要求，设置所述热电偶的两个电极的直径与所述加热电阻丝5的直径相同，夹心焊锡部分的高度和厚度都不超过电极的直径，三明治夹心热电偶测温端100平铺在衬管外壁，形成和加热电阻丝5的线匝在同一个圆周面的结构。在衬管壁上设置2个或1个通孔，用于将热电偶的两根电极分别从通孔引至衬管6的内腔，从内腔走线至导管近端延伸。

图3为本公开实施例的热电偶测温端100布置在导管轴向截面结构意图。如同3所示，夹心焊点3将第一电极1和第二电极2的头端焊接在一起，形成一小段三明治夹心结构的热电偶测温端100。其中热电偶的第一电极1和第二电极2的半径R2与加热电阻丝5的半径R1大致相等，夹心焊点3的高度W不超过热电偶电极的半径R2。其中，焊点3可为与热电偶的两个电极的材料不同的第三种导电材料。

请再参见图3，所述热电偶测温端100三明治夹心结构平铺在衬管6的外周的相邻两匝热电阻之间缝隙中，且与该两匝加热电阻丝呈对称的布局结构，缝隙宽度为2-3个电阻丝的直径，确保其测量值等于热消融组件300表面(或被消融组织表面)的真实温度，在该缝隙的衬管壁上设置有第一热电偶引线孔7、第二热电偶引线孔8，热电偶的两根电极第一电极1，第二电极2分别从这两个引线孔进入衬管6的内腔，从内腔走线至并向导管传输端200延伸。在其他实施例中，还可以在热电偶测温端对面的衬管6圆周上布置一个引线孔，所述第一热电偶引线孔7、第二热电偶引线孔8还可以至该引线孔进入衬管6的内腔。

通过采用上述热电偶的结构和布局，使得热电偶测温端100与加热电阻丝5的线匝外缘在同一个圆周面上，确保了热消融组件300的外周均匀、无突变。由此，护套18套设在均匀的热消融导管外周，可简化护套18的装配制造工艺，确保护套18表面均匀光滑。进一步的，护套18可优选低摩擦系数，生物相容性好且耐高温的材料，例如FEP或PTFE、PEEK材料。

近端的导管传输段200长度大约在50cm-100cm之间，用于将热消融组件300传输到人体内一定深或长度的病灶体内，衬管6的内腔用于走线，包括加热电阻丝的第一电阻丝引线16和第二电阻丝引线17以及热电偶的第一热电偶引线14和第二热电偶引线15。在一些实施例中，为了避免加热电阻丝5在衬管内长时间加热且热量无法有效导走时，引起导管变形或烧坏衬管的情况发生，热电阻的两根尾端电阻丝引线孔9进入到衬管6内以后在导管传输段200的第一电阻丝引线接点10和第二电阻丝引线接点11处被截断，然后再分别连接非阻性的延长第一电阻丝引线16和第二电阻丝引线17。其中接点可以是焊接或点连接。

在一些实施例中，两根热电偶的电极从第一热电偶引线孔7和第二热电偶引线孔8进入到衬管内以后在导管传输段200的第一热电偶引线接点12和第二热电偶引线接点13处被截断，然后再分别接普通的第一热电偶引线14和第二热电偶引线15。

加热电阻丝5的第一电阻丝引线16、第二电阻丝引线17和热电偶的第一热电偶引线14、第二热电偶引线15，从导管引出后可通过操作手柄转接，或直接接到主机400上，由主机400对导管热消融组件300进行施能和治疗控制。

具体地，加热电阻丝5、热电偶的第一电极1、第二电极2以及第一热电偶引线14、第二热电偶引线15，第一电阻丝引线16、第二电阻丝引线17的直径约在0.1mm-0.2mm之间，热消融导管的管身直径约在1mm-2.6mm之间，可通过现有规格5Fr-8Fr的介入引导鞘。示例性地，在用于肾动脉消融的实施例中，热消融导管的管身直径约在1mm-1.5mm之间；在用于下肢大隐静脉消融的实施例中，热消融导管的管身直径约在1.5mm-2.6mm之间。衬管6壁厚在约0.1mm-0.5mm之间，相应地，衬管6的内径在约0.8mm-2.4mm之间，以便穿过加热电阻丝引线、热电偶引线及辅助管。

衬管6为生物相容性、柔韧性、绝缘性良好，且可耐140℃以上高温的材料，可优选Peek，PTFE，PI等材料。护套18厚度约为0.01mm，为生物相容性、导热性良好、低摩擦系数(摩擦系数可在0.05～0.3范围内)，且可耐140℃以上高温的材料。

本实施例的热消融装置通过采用新型热电偶的结构及装配工艺设计，克服了导管热消融组件表面不均匀光滑，测温不准，导管制造工艺复杂，价格高昂等弊端，实现了更精准地的测量和控制热消融治疗过程，从而提高了治疗的安全性、有效性和易操作性。

至此，已经结合附图对本公开实施例进行了详细描述。需要说明的是，在附图或说明书正文中，未绘示或描述的实现方式，均为所属技术领域中普通技术人员所知的形式，并未进行详细说明。此外，上述对各元件和方法的定义并不仅限于实施例中提到的各种具体结构、形状或方式，本领域普通技术人员可对其进行简单地更改或替换。

还需要说明的是，实施例中提到的方向用语，例如“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”等，仅是参考附图的方向，并非用来限制本公开的保护范围。贯穿附图，相同的元素由相同或相近的附图标记来表示。在可能导致对本公开的理解造成混淆时，将省略常规结构或构造。

并且图中各部件的形状和尺寸不反映真实大小和比例，而仅示意本公开实施例的内容。另外，在权利要求中，不应将位于括号之间的任何参考符号构造成对权利要求的限制。

除非有所知名为相反之意，本说明书及所附权利要求中的数值参数是近似值，能够根据通过本公开的内容所得的所需特性改变。具体而言，所有使用于说明书及权利要求中表示组成的含量、反应条件等等的数字，应理解为在所有情况中是受到「约」的用语所修饰。一般情况下，其表达的含义是指包含由特定数量在一些实施例中±10％的变化、在一些实施例中±5％的变化、在一些实施例中±1％的变化、在一些实施例中±0.5％的变化。

再者，单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。位于元件之前的单词“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。

说明书与权利要求中所使用的序数例如“第一”、“第二”、“第三”等的用词，以修饰相应的元件，其本身并不意味着该元件有任何的序数，也不代表某一元件与另一元件的顺序、或是制造方法上的顺序，该些序数的使用仅用来使具有某命名的一元件得以和另一具有相同命名的元件能做出清楚区分。

本领域那些技术人员可以理解，可以对实施例中的设备中的模块进行自适应性地改变并且把它们设置在与该实施例不同的一个或多个设备中。可以把实施例中的模块或单元或组件组合成一个模块或单元或组件，以及此外可以把它们分成多个子模块或子单元或子组件。除了这样的特征和/或过程或者单元中的至少一些是相互排斥之外，可以采用任何组合对本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征以及如此公开的任何方法或者设备的所有过程或单元进行组合。除非另外明确陈述，本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的每个特征可以由提供相同、等同或相似目的的替代特征来代替。并且，在列举了若干装置的单元权利要求中，这些装置中的若干个可以是通过同一个硬件项来具体体现。

类似地，应当理解，为了精简本公开并帮助理解各个公开方面中的一个或多个，在上面对本公开的示例性实施例的描述中，本公开的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。然而，并不应将该公开的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本公开要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如下面的权利要求书所反映的那样，公开方面在于少于前面公开的单个实施例的所有特征。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本公开的单独实施例。

以上所述的具体实施例，对本公开的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本公开的具体实施例而已，并不用于限制本公开，凡在本公开的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本公开的保护范围之内。

Claims (13)

1.一种具有热电偶的热消融导管，其特征在于，包括：

热电偶测温端(100)，所述热电偶测温端(100)呈三明治结构，包括第一电极(1)、第二电极(2)以及夹心焊点(3)，其中第一电极(1)、第二电极(2)的自由端朝向相反且相互平行贴近，所述第一电极(1)与第二电极(2)的自由端之间通过夹心焊点(3)导电连接；

衬管(6)，所述衬管(6)为中空结构，用于容置热消融组件(300)，所述热电偶测温端(100)设置于所述衬管(6)外周表面；以及

加热电阻丝(5)，所述加热电阻丝(5)缠绕于所述衬管(6)外周，呈螺线管状；

其中，所述热电偶测温端(100)设置在相邻两匝加热电阻丝(5)缝隙之间的衬管(6)上，且热电偶测温端(100)的外表面与加热电阻丝(5)的外表面在同一个圆周面，热电偶测温端(100)的第一电极(1)、第二电极(2)与各自邻近的两匝加热电阻丝(5)平行排布，热电偶测温端(100)呈中心对称，第一电极(1)及其相邻的加热电阻丝(5)与第二电极(2)及其相邻的热电阻丝(5)在衬管上的结构布局为关于热电偶测温端(100)的中心点呈中心对称。

2.根据权利要求1所述的热消融导管，其特征在于，

所述第一电极(1)、第二电极(2)的外径与加热电阻丝(5)的外径相同，且所述夹心焊点(3)的厚度不超过所述第一电极(1)、第二电极(2)的半径。

3.根据权利要求1所述的热消融导管，其特征在于，

所述衬管(6)具有至少一个热电偶引线孔，用于将所述第一电极(1)与所述第二电极(2)从所述至少一个热电偶引线孔引至所述衬管(6)的内腔，其中，所述第一电极(1)的热电偶引线孔及其相邻的热电阻丝(5)与第二电极(2)及其相邻的热电阻丝(5)在衬管上的结构布局关于热电偶测温端(100)的中心点呈中心对称。

4.根据权利要求1所述的热消融导管，其特征在于，还包括：

护套(18)，所述护套(18)套设于所述加热电阻丝(5)和衬管(6)外周，所述护套(18)表面光滑且采用摩擦系数为0.05-0.3的高分子生物相容性耐高温材料。

5.根据权利要求4所述的热消融导管，其特征在于，所述护套(18)采用FEP或PTFE、PEEK材料。

6.根据权利要求1所述的热消融导管，其特征在于，

所述加热电阻丝(5)由一根电阻丝在热消融导管的自由端折返形成第一电阻丝引线(16)和第二电阻丝引线(17)，第一电阻丝引线(16)和第二电阻丝引线(17)并排缠绕在衬管(6)的外周形成螺线管，所述第一电阻丝引线(16)和第二电阻丝引线(17)分别连接对应电源的正极和负极，使得相邻的第一电阻丝引线(16)和第二电阻丝引线(17)的电流方向相反。

7.根据权利要求6所述的热消融导管，其特征在于，

所述衬管(6)具有至少一个电阻丝引线孔，用于将所述第一电阻丝引线(16)和第二电阻丝引线(17)从所述至少一个电阻丝引线孔引至所述衬管(6)的内腔。

8.根据权利要求6所述的热消融导管，其特征在于，所述第一电阻丝引线(16)和第二电阻丝引线(17)分别在第一电阻丝引线接点(10)和第二电阻丝引线接点(11)处被截断，并分别连接非阻性的延长导线。

9.根据权利要求1所述的热消融导管，其特征在于，

中间布置热电偶测温端(100)的所述相邻两匝加热电阻丝(5)之间的缝隙宽的为2-3个加热电阻丝的直径。

10.根据权利要求1所述的热消融导管，其特征在于，所述第一电极(1)、第二电极(2)除所述的夹心焊点(3)部分，外周都设置有绝缘层。

11.根据权利要求1所述的热消融导管，其特征在于，热消融导管的管身直径在1mm-2.6mm之间，加热电阻丝(5)及其引线、热电偶的第一电极(1)、第二电极(2)及其引线的直径在0.1mm-0.2mm之间。

12.根据权利要求1所述的热消融导管，其特征在于，所述夹心焊点(3)耐温温度为150℃。

13.一种热消融装置，其特征在于，包括：

如权利要求1-12任一项所述的热消融导管，以及

主机(400)，直接或通过操作手柄与所述热消融导管可拆卸连接，用于对热消融导管的热消融组件(300)进行施能和控制。

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