CN114377169A - 用于对外科窥视装置的器械通道进行灭菌的设备 - Google Patents

Abstract

一种灭菌设备，其包括：被配置成穿过外科窥视装置的器械通道插入的灭菌器械，以及用于以预先确定的速率从所述器械通道中撤回所述灭菌器械的撤回装置。所述灭菌器械包括细长探针，所述细长探针具有探针尖端，所述探针尖端具有被配置成从接收的RF和/或微波频率EM能量产生电场的第一电极和第二电极。在操作中，所述器械可在穿过所述通道撤回的同时通过发射能量来对所述器械通道的内表面进行消毒。

Description

用于对外科窥视装置的器械通道进行灭菌的设备

相关申请

本申请是申请号为201880025137.9，发明名称为《用于对外科窥视装置的器械通道进行灭菌的设备》的中国申请的分案申请，该申请的申请日为2018年5月3日，其要求了在英国知识产权局的申请日2017年5月5日为优先权日。

技术领域

本发明涉及诸如内窥镜的外科窥视装置的灭菌。具体地，本发明涉及一种可用于对这类外科窥视装置的器械通道进行灭菌或消毒的设备。

背景技术

细菌是单细胞生物，几乎无处不在，大量存在并且能够快速分裂和繁殖。大多数细菌是无害的，但有三个有害的群体；即：球菌、螺旋菌和杆菌。球菌细菌是圆细胞，螺旋菌细菌是螺旋形细胞，并且杆菌细菌是杆形的。有害细菌会引起诸如破伤风和伤寒等病症。

病毒只能通过寄生其他细胞来生存和繁殖，即，它们无法自行存活。病毒会引起诸如感冒、流感、腮腺炎和艾滋病等病症。真菌孢子和称为原生动物的微小生物可引起疾病。

已知这类微生物存留于外科窥视装置(诸如内窥镜、胃镜等)的器械通道中，并且期望去除这些生物。灭菌是一种破坏或消除所有生命形式(尤其是微生物)的行为或过程。

对窥视装置的器械通道进行灭菌的已知方法涉及使用清洗液，所述清洗液冲洗所述通道以排出碎屑。还可使用刷子来刷洗内部。然后在自动清洗或消毒单元中对窥视装置进行消毒，这可能涉及将窥视装置浸入可能有害的化学物质(诸如戊二醛)中。最后，用水、然后用酒精彻底冲洗窥视装置，以去除消毒剂的痕迹。

这类已知方法的劳动强度高，并且还容易对器械通道进行不完全或不充分的灭菌。本发明旨在解决这些问题。

发明内容

根据本发明的第一方面，提供了一种用于对窥视装置的器械通道进行灭菌的灭菌设备。所述设备包括：灭菌器械，所述灭菌器械被配置成穿过外科窥视装置(这里也简称为“窥视装置”)的器械通道插入；以及撤回装置，所述撤回装置用于以预先确定的速率从所述器械通道中撤回所述灭菌器械。所述灭菌器械包括细长探针，所述细长探针包括用于输送射频(RF)和/或微波频率电磁(EM)能量的同轴电缆以及连接在所述同轴电缆的远侧端部处以用于接收所述RF和/或微波能量的探针尖端。所述同轴电缆包括内导体、外导体以及将所述内导体与所述外导体分开的电介质材料。所述探针尖端包括连接到所述同轴电缆的所述内导体的第一电极以及连接到所述同轴电缆的所述外导体的第二电极，其中所述第一电极和所述第二电极被布置成从所述接收的RF和/或微波频率EM能量产生电场。

以这种方式，本发明的第一方面提供了在器械的远侧端部处执行灭菌的能力，特别是用于对外科窥视装置(诸如内窥镜、胃镜、支气管镜等)的器械通道进行消毒的目的。所述设备允许使用从发生器供应到所述探针尖端的RF和/或微波频率EM能量对所述器械通道进行彻底灭菌。

术语“外科窥视装置”在本文中可用于意指设置有插入管的任何外科装置，所述插入管是在侵入性手术期间引入患者体内的刚性或柔性(例如可操纵的)导管。所述插入管可包括器械通道和光学通道(例如，用于传输光以照射所述插入管的远侧端部处的治疗部位和/或捕获所述治疗部位的图像。所述器械通道可具有适合于接收侵入性外科工具的直径。所述器械通道的直径可以是5mm或更小。

在本说明书中可广泛使用“微波频率”来指示400MHz至100GHz的频率范围，但优选地指示1GHz至60GHz的范围。已考虑的特定频率是：915MHz、2.45GHz、3.3GHz、5.8GHz、10GHz、14.5GHz和24GHz。相比之下，本说明书使用“射频”或“RF”来指示低至少三个量级的频率范围，例如最多300MHz，优选地是10kHz至1MHz。可调整所述微波频率以使得递送的微波能量能够最优化。例如，所述探针尖端可设计成在特定频率(例如900MHz)下操作，但是在使用中，最有效的频率可以是不同的(例如，866MHz)。

所述细长探针的尺寸可设计成能够穿过窥视装置(例如穿过内窥镜、胃镜、支气管镜、结肠镜等的器械通道)插入。例如，所述同轴电缆可具有2.5mm或更小、优选地是2.2mm或更小的直径。所述同轴电缆可具有套管，其中所述套管可具有小于2.6mm、优选地小于2.5mm的外径。对于较大的腹腔镜器械，外径可以是3mm或更大，并且可使用更大直径的同轴电缆。所述同轴电缆可具有大约2m或更长的长度，以确保所述探针可延伸穿过所述器械通道的整个长度。例如，在结肠镜中，所述器械通道的长度为大约1.8m。

第一电极可以是耦接以从所述同轴电缆接收RF和/或微波EM能量的辐射微波单极天线结构。所述同轴电缆的所述外导体可以是接地的以形成不平衡馈电，或可以是浮置的以形成对天线的平衡馈电，即，其中两个导体上的电压上下变动。优选地，所述第一电极的形状设计成充当微波天线，用于发射对应于所接收微波EM辐射的微波场。

本文中，术语“内”意指径向更靠近所述器械通道和/或同轴电缆的中心(例如轴线)。术语“外”意指径向更远离所述器械通道和/或同轴电缆的中心(轴线)。除非上下文另外指明，否则术语“导电”在本文中用于意指可传导电的。本文中，术语“近侧”和“远侧”是指所述细长探针的端部。在使用中，近侧端部更靠近用于提供RF和/或微波能量的发生器，而远侧端部更远离所述发生器。

优选地，所述灭菌器械还包括用于将气体输送到所述探针尖端的气体导管，其中所述第一电极和所述第二电极可被布置成从所接收的RF和/或微波频率EM能量跨从所述气体导管接收的气体的流动路径产生电场，以产生热或非热等离子体。热或非热等离子体可用于提供一系列细菌的生物负载的减少，所述一系列细菌包括耐甲氧西林金黄色葡萄球菌(MRSA)、艰难梭菌(c.diff；孢子态和植物态两者)和大肠埃希氏菌(例如大肠杆菌)，因此可对所述器械通道进行更有效且彻底的灭菌。所述器械还可被配置来产生非热等离子体和非电离微波辐射的组合。

在一些实施方案中，所述同轴电缆具有从所述电缆的近侧端部延伸到远侧端部的内腔，其中所述内腔可形成用于将气体穿过所述细长探针输送到所述探针尖端的所述气体导管。这类布置可使灭菌器械更紧凑，使得能量和气体可独立于延伸穿过所述器械通道的任何控制线或进给线沿着所述灭菌器械向下输送到所述探针尖端。因此，这些布置可增加可用于将要与所述灭菌器械一起使用的另外的供应源或部件(例如控制线材)的空间。而且，这些布置可减少或消除另外的供应源或部件对所述同轴电缆所输送的能量的影响。

气体导管可具有输入端口，所述输入端口位于所述灭菌器械的近侧端部处以用于连接到气体源(例如加压气体罐等)。为了实施本文所公开的设备，感兴趣的气体是：空气、氦气、氩气、氮气、压缩空气和二氧化碳。系统不必限于这些气体。可使用气体混合物，例如可使用各种浓度的氩气、空气和氦气，例如1％的空气和99％的氦气，或5％的空气和95％的氦气。为了对气体进给提供方向性，可使用压缩空气。

所述设备可包括流量控制器，所述流量控制器被设置成可调整地控制所述气体导管中的气体流动。气体流速可影响等离子体羽流的大小或等离子体能量；这可由所述流量控制器控制。优选地，所述气体导管穿过所述探针尖端。这可有助于在所述探针尖端处的所述第一电极和所述第二电极附近生成等离子体。在一些实施方案中，所述气体导管可被布置成确保所述等离子体羽流延伸到所述探针尖端外部以接触要灭菌的表面。

可使用RF或微波能量来激发等离子体，所述RF或微波能量可作为高电压脉冲被接收。在激发等离子体之后可使用微波能量来维持等离子体，即，将功率递送到等离子体中以保持电离状态。这也可作为脉冲被接收。这种布置可防止由于所述电缆的电容和负载变化(例如由于在所述探针尖端处从干燥环境变为潮湿环境)引起的电场崩溃。使用微波频率能量激发等离子体以用于从所述探针尖端递送出可以是可能的，例如通过使用微波谐振器或阻抗变换器，即四分之一波变换器，所述四分之一波变换器将低电压变换成较高电压以使用在操作频率下长度为四分之一波(或其奇数倍)的更高阻抗传输线来激发等离子体。此高阻抗线可接通以激发等离子体并且一旦等离子体已经被激发就断开(即，返回到更低阻抗线)，并且需要维持等离子体。尽管可以有可能使用同轴或波导开关，但是可优选地使用功率PIN或变容二极管在两种状态之间切换。用于激发等离子体的高电场可通过创建用于所述RF EM能量或所述微波EM能量的高阻抗条件来在所述探针尖端处引起。这可通过为所述第一电极和所述第二电极选择合适的几何形状来实现。例如，一块绝缘电介质材料(诸如石英或其他类似地低损耗材料)可位于所述第一电极与所述第二电极之间。这可增大阻抗并且因此促进高电场的创建。

为了激发等离子体，希望具有高电场(例如，高电压条件)。在等离子体激发状态下(即，在等离子体存在之前)，气体是不导电的并因此具有高阻抗。为了激发等离子体，需要在所述探针尖端的远侧端部处或在所述探针尖端内建立高阻抗状态，以便使得分解所述气体所需的高电压(高电场)能够生成。本发明的设备可允许控制递送到等离子体的微波功率的大小(例如，通过调制微波信号和控制放大器增益或控制传到具有固定增益的放大器的输入信号的电平)，以及递送所述微波功率的效率(例如，通过动态阻抗匹配)。这种布置还可使得递送到要灭菌的表面中的等离子体能量的剂量能够得到准确地量化。

等离子体的阻抗优选地与所述探针尖端(和能量递送系统)在微波能量的频率下的阻抗相匹配，以使得由所述发生器产生的微波能量能够有效地传递到等离子体中。在使用微波能量的情况下，可(静态地或动态地)调谐所述探针尖端和/或发生器，以确保等离子体与所述器械通道所呈现的负载以及所述通道内的材料相匹配。在微波频率下，所述同轴电缆形成分布式元件传输线，其中所述探针尖端与能量源之间的阻抗匹配由所述微波发生器的源阻抗、所述同轴电缆(传输线)的特性阻抗以及所述探针尖端结构本身的阻抗来确定。如果所述同轴电缆的特性阻抗与源的输出阻抗相同，那么所有微波功率都将递送到所述探针尖端，减少了所述同轴电缆引起的衰减(电介质损耗和导体损耗)。如果所述探针尖端和所述器械通道的阻抗与所述同轴电缆的特性阻抗相同，那么在源处可用的最大功率将传递到等离子/器械通道负载中。可对探针尖端结构进行调整，以便保持所述探针尖端与所述等离子体/器械通道负载之间的最佳阻抗匹配，如下文所解释。还可在所述发生器处或在第一电缆的远侧端部与第二(器械)电缆的近侧端部之间的接口处进行调整。这些调整可呈匹配网络的电容和/或电感变化的形式，即短截线调谐的形式。

所述设备可使用源振荡器作为发生器来产生低功率微波频率信号，并且使用功率放大器(例如微波晶体管的布置)来将低功率信号放大到足够高的电平，以使得能够产生使用被发现适合于特定应用的气体来激发等离子体所需要的电场。可使用固态信号放大器。系统还可以某种模式操作，由此所述放大器被驱动到饱和或全功率以建立激发等离子体所需的电场，然后一旦等离子体已经被激发就退回。控制微波能量的能力可使得能够生成最适合于多种感兴趣的应用中的任何一种的等离子体。对微波能量和/或气体流速和/或气体混合物的控制给予对羽流的大小和被处理的器械通道内表面处的温度的控制。此外，系统可被布置来量化递送到要处理的表面的等离子体能量的剂量。微波能量可通过以下中的任何一者或多者来控制：以受控方式改变微波能量的频率(例如，控制来自微波辐射发生器的辐射的频率)、以受控方式改变功率等级，以及以受控方式调制微波能量。所述发生器可包括微波信号调制器，所述微波信号调制器被布置成调制递送到所述探针尖端的微波能量。调制频率可包含在0.1Hz直到10MHz的范围内。占空比可为小于1％至100％。在一些实施方案中，调制频率可为10Hz至100kHz，并且占空比可在10％与25％之间。在优选实施方案中，调制频率可在100Hz与1kHz之间，并且占空比可以是20％。

因此，所述设备可被布置成使用脉冲操作来生成等离子体。在一个实施方案中，可在每个脉冲上激发等离子体(激发可由于在所述脉冲的边缘之一(通常是正向边缘)上产生的瞬态而发生)。系统的操作可使得需要保持向系统施加脉冲以便产生所需的效果。

在一些实施方案中，所述探针尖端可以是等离子体施加器，所述等离子体施加器具有封闭的等离子体生成区域和用于将等离子体从所述等离子体生成区域中朝向所述器械通道的内表面引导的出口。所述等离子体施加器可使用合适的天线装置来引导和/或集中等离子体，所述天线装置被专门设计并开发来使得能够以这样的方式产生并递送合适的等离子体羽流或多个羽流：可产生可用于破坏多种类型的细菌或病毒或真菌的受控的热/非热等离子体。在一个实施方案中，所述等离子体施加器可被选择性地布置来发射等离子体(电离辐射)和微波(非电离)辐射。因此，所述设备可仅发射等离子体、仅发射微波能量，或者发射两者的混合物。

可使用同轴布置作为施加器来产生等离子体。例如，等离子体施加器可包括同轴组件，所述同轴组件具有被外导体围绕并与外导体分开的内导体，其中所述内导体在其远侧端部处逐渐变细以将电场集中在等离子体生成区域中，从而促进在气体和微波能量递送到那里时激发等离子体。所述同轴组件可包括各自具有不同阻抗的多个电压变换器，所述多个电压变换器被布置成将电场集中在等离子体生成区域中。每个电压变换器可包括所述同轴组件的一个部段，其长度是从所述微波发生器承载的微波能量的四分之一波长，并且其中所述多个电压变换器的阻抗可通过选择所述同轴组件的每个部段中的内导体的外径来设置。

四分之一波(或其奇数倍)阻抗变换器可在同轴或波导系统中实现，并且所使用的特定结构可由特定应用和希望在其中生成等离子体的环境来确定。在一个实施方案中，系统可包括固态源、调谐器和简单的固定阻抗(例如50Ω)施加器结构，以产生并维持等离子体。在另一个实施方案中，系统可不包括调谐器，而是可在所述施加器(例如使用多个阻抗变换器来产生)中具有电压变换器，以激发等离子体，然后保持激发以产生准连续的等离子体。重复的等离子体激发可能有益于调节等离子体温度。为了产生等离子体，所述等离子体施加器可包括可由陶瓷/金属间材料制成的点火器，或基于弹簧驱动的锤布置对压电陶瓷材料的撞击来生成高电压火花的压电式点火器。一旦已经激发或启动等离子体，就可使用微波能量来使得等离子体能够得以维持或保持。可使用所述器械内或所述发生器内的调谐元件来促进这一点。

所述等离子体施加器可包括一个或多个由钨或另一种能够承受高温的材料制成的谐振器结构。例如，谐振结构可包括涂覆有良导体材料(即银、铜或金)的钨棒或针。例如，硝酸银可用于用银对所述针进行电镀，或硫酸铜用于用铜进行涂覆。可使用其他低损耗导体，例如涂覆了铜、铝、银的不锈钢等，其具有压接到将生成等离子体的远侧端部的一小段钨。在结构内部可使用石英管或石英片，以通过有效地使两个导体更靠拢来增强在同轴施加器布置中的内电极与外电极之间生成的电场。石英管还可防止两个导体之间的电弧作用，这有助于产生均匀的等离子体束。优选地，使用低损耗石英材料。

所述等离子体施加器可包括在其远侧端部处的传感装置，所述传感装置被布置成提供用于使得能够进行调整(如果需要)的关于等离子体的信息，即光谱含量(波长)、等离子体能量和等离子体温度。例如，所述等离子体施加器可包括以下中的任何一者：温度传感器、热量计、一个或多个用于监测在所述施加器的远侧端部处产生的等离子体的光谱含量的光电检测器。从这些传感器获得的信息可用在反馈回路中以控制在系统的输出端处产生的等离子体，即控制微波功率等级、占空比、微波功率波形、气体流速、气体混合物、气体定时等。

在所述探针尖端是等离子体施加器的一些实施方案中，可将DC场或DC电压电平施加到所述等离子体生成区域中的微波场。在特定布置中，偏置‘T’可用在所述等离子体施加器或天线的输入端处，并且DC电压通过电感器施加，而微波场可通过电容器施加。在这种布置中，所述电感器将通过DC电压但阻挡高频微波信号。电感性电抗由下式给出：2πfL(其中f是微波能量的频率，并且L是电感器的电感)。如果频率为零(即DC)并且电感具有有限值，则阻抗趋于零。电容器将通过高频微波信号但阻挡DC电压。电容性电抗由下式给出：1/(2πfC)(其中C是电容器的电容)。如果频率趋于无穷大(例如400MHz或更高)并且电容具有有限值，则阻抗趋于零。DC电压可用于启动或激发等离子体，并且微波场可用于维持等离子体。固定的调谐短截线或多个调谐短截线也可被布置为带阻滤波器，以替换电感器并用于阻止高频信号返回到低频或DC发生器或使高频信号停止返回到低频或DC发生器。

在一些实施方案中，灭菌器械还可被配置成用作电外科器械。电外科器械可以是在手术期间使用的并且利用RF或微波能量的任何器械或工具。这意味着用于器械通道的灭菌的相同装置可用于侵入性或非侵入性电外科手术，诸如凝固(例如治疗消化性溃疡或大血管的凝固)、组织切除或其他开放式手术和洞眼手术或腹腔镜手术。以这种方式，灭菌功能还可用于在治疗之前或之后对体腔进行灭菌。此外，在将灭菌器械用于NOTES手术的情况下，或在灭菌器械能够执行表面凝固、身体组织的灭菌以及大血管或易出血的人的深层凝固是有利的情况下，所述灭菌器械还可被配置来产生非热等离子体、热等离子体以及非电离微波辐射。

优选地，所述同轴电缆包括分层结构，所述分层结构包括：最内绝缘层；形成在所述最内绝缘层上的内导电层；与所述内导电层同轴形成的外导电层；以及将所述内导电层和所述外导电层分开的电介质层，其中所述内导电层、所述外导电层和所述电介质层形成用于输送RF和/或微波频率能量的传输线，并且其中所述最内绝缘层是中空的以形成穿过灭菌器械的通道。形成在最内绝缘层中的通道的直径优选地是3mm或更小，例如2.8mm。所述通道可形成用于将气体输送到探针尖端的气体导管。

所述层状结构同轴电缆可例如在其远侧端部处包括：第一端子，所述第一端子电连接到所述内导电层并且穿过所述最内绝缘层延伸到所述通道中；以及第二端子，所述第二端子电连接到所述外导电层并且穿过所述电介质层和所述最内绝缘层延伸到所述通道中。所述第一端子和所述第二端子可被布置成与形成在探针尖端上的对应触点形成电连接(例如，物理接合)，所述探针尖端能够插入所述通道中或穿过所述通道插入。所述第一端子和所述第二端子可分别形成在所述内导电层和所述外导电层的远侧端部处。所述外导电层在远侧方向上比所述内导电层可纵向延伸得更远，由此所述第一端子位于所述第二端子的近侧。在这类实施方案中，所述探针尖端可包括连接套环，所述连接套环具有用于连接到所述第一端子的第一触点和用于连接到所述第二端子的第二触点。所述第一触点和所述第二触点可分别电连接到所述第一电极和所述第二电极。

所述探针尖端可通过穿过所述通道馈送的导管引入到所述通道的远侧端部。连接套环可安装在所述导管上，并且可包括圆柱形主体，所述圆柱形主体的直径大于所述导管的直径。所述圆柱形主体的外表面可紧密靠近(例如触及)所述层状结构同轴电缆的最内层，以确保所述第一触点与所述第一端子之间以及所述第二触点与所述第二端子之间的牢固接合。所述第一端子和所述第二端子可从所述最内层稍微向内突出。所述连接套环可包括肩部，所述肩部用于邻接所述同轴电缆的远侧端部处的止动凸缘，以将所述套环牢固地定位在适当位置。所述探针尖端可包括延伸套管，所述延伸套管从所述连接套环轴向延伸出去。在使用中，所述延伸套筒因此可从所述通道的端部突出。所述延伸套管可包括电介质材料管并且可承载导电结构(例如导电棒等)，所述导电结构分别提供所述第一触点与所述第一电极之间以及所述第二触点与所述第二电极之间的电连接。所述导电结构可包括一小段常规同轴电缆。

如果所述探针尖端被布置成从所述层状结构同轴电缆接收RF能量，则可能希望防止在所述内导电层与所述外导电层之间发生电压击穿。这可通过使用具有高击穿阈值的材料(例如，

聚酰亚胺带)作为电介质层来实现。可替代地，如果所述探针尖端被布置成从所述层状结构同轴电缆接收RF能量和微波能量两者，则可能需要为RF能量和微波能量创建单独的通路，因为适合于支持微波能量传播的低损耗电介质材料可能没有足够高的击穿阈值来安全地隔离承载RF能量的导体。因此，所述层状结构同轴电缆可包括另外的导体，这个导体形成携带RF的双极传输线的第一极，并且其中所述内导电层和所述外导电层形成携带RF的双极传输线的第二极。例如，所述另外的导体可以是所述器械通道内承载的导电线材。在这种布置中，所述最内绝缘层可由具有所需击穿性质的材料(例如，聚酰亚胺)制成。在提供另外的导体来承载RF能量的情况下，所述层状结构同轴电缆的所述内导电层和所述外导电层可在其近侧端部处电连接(短路)。

利用诸如这种布置，可能需要在所述层状结构同轴电缆的所述远侧端部处提供诸如双工器的配置，以防止较高电压的射频信号沿着所述内导电层和所述外导电层返回，和/或防止微波信号沿着所述另外的导体返回。

所述电介质层可包括电介质材料的实心管或具有多孔结构的电介质材料管。作为电介质材料的实心管可意味着电介质材料基本上是均匀的。具有多孔结构可意味着电介质材料基本上是不均匀的，具有大量气穴或空隙。例如，多孔结构可意指蜂窝结构、网状结构或泡沫结构。电介质材料可包括PTFE或另一种低损耗微波电介质。电介质材料可包括壁厚度为至少0.2mm、优选地为至少0.3mm、更优选地为至少0.4mm(例如0.3mm与0.6mm之间)的管。

所述内导电层和/或所述外导电层可包括：在材料管的内侧或外侧上的金属涂层；抵靠材料管的内侧或外侧定位的金属实心管；或者嵌入材料管中的编织导电材料层。所述内导电层和/或所述外导电层可包括银涂层。所述内导电层和/或所述外导电层可具有约0.01mm的厚度。

所述第一端子和所述第二端子中的一者或两者可包括(例如)形成在所述最内绝缘层中的凹陷部，而并不是突出部。所述连接套环(上文论述)例如形成在所述电缆的端面中，以用于接收所述探针尖端的端面上的对应的导电突起。

在一种配置中，所述层状结构同轴电缆可被制造为多个层，例如：中空内管状层(所述最内绝缘层)；在所述中空内管状层的外表面上的导电材料层(内导电层)；在所述导电材料的外表面上的电介质材料管(电介质层)；以及在所述电介质材料管的外表面上的导电材料层(外导电层)。所述结构可包括或可不包括这些层中的一些或全部之间的气隙。避免气隙的优点是可使电缆中的损耗最小化。在一个示例中，可通过在前一(内)层上循序涂覆每个后续层来制造这种结构。

可替代地，可通过将所述层中的一个或多个形成为第一部分并将所述层中的一个或多个形成为第二部分，然后将一个部分滑入另一个部分内，来制造这种结构。所述中空内管状层优选地包含聚酰亚胺，但也可以是PTFE或其他合适的绝缘材料。所述中空内管状层可具有0.1mm的厚度。

在一些实施方案中，所述探针尖端可包括所述最内绝缘层(例如最内PTFE管)的延伸部和所述层状结构同轴电缆的内导电包覆层，并且所述通道可延伸穿过所述探针尖端。电介质圆筒可放置在所述内导体上，并且穿过所述电介质圆筒的所述内导体可被认为是所述探针尖端的所述第一电极。所述第二电极可优选地是金属圆筒(例如薄壁金属管，优选地为铜)，其例如通过在所述电介质圆筒和所述外导体的一部分上滑动来电连接到所述层状结构同轴电缆的所述外导体。所述探针尖端可具有0.325mm的电介质壁厚度、2.5mm的外径和1mm的通道直径。

所述电介质圆筒和所述第二电极可设置成在操作频率(例如2.45GHz)下具有等于四分之一波长的长度。所述电介质材料还可被选择来提供与等离子体所产生的低阻抗环境的良好阻抗匹配。优选地，所述探针尖端具有12mm的最大长度，以使得能够容易地接近所述器械通道。甚至更优选地，所述电介质材料的电介质常数为5或更大。

可替代地，所述细长探针可被配置成具有穿过所述探针尖端的减小的通道直径，以增大所述探针尖端的阻抗并允许使用具有较低电介质常数的电介质材料。在一些实施方案中，所述第一电极可以是第一导电圆筒(诸如薄壁金属管，优选地为铜)，其至少部分地插入所述同轴电缆的所述最内绝缘层中。所述第一电极可连接到所述同轴电缆的所述内导电层。电介质圆筒可定位在所述第一电极上。优选地，所述第二电极包括第二导电圆筒(例如薄壁金属管，优选地为铜)，其与所述第一电极和电介质圆筒同轴并且电连接到所述层状结构同轴电缆的所述外导体。所述探针尖端可具有2.5mm的外径、0.8mm的通道直径以及0.65mm的电介质壁厚度。

优选地，所述层状结构同轴电缆的所述内导体紧密配合到所述电介质圆筒中。在一些实施方案中，所述电介质圆筒可在圆筒壁中具有多个孔，以使得更容易激发等离子体。所述探针尖端的所述第一电极和所述第二电极越靠近，就越容易激发生成的等离子体，因为这是气体分解和在电极之间产生的电场的函数—假设电压固定在峰值Vmax(由发生器确定)，那么增大电场的唯一方法是减小电极之间的距离。

在一个实施方案中，所述探针尖端可具有同轴结构，所述同轴结构具有等离子体生成区域，所述等离子体生成区域具有3mm与5mm之间的直径；即，所述同轴结构内的所述第二电极的内径可具有3mm与5mm之间的直径，并且紧密配合在内部的石英管可具有0.25mm与1mm之间的壁厚度，并且其中所述第一电极的外径可在0.75mm与4mm之间(允许有空间用于气体在所述内导体与所述石英管的内壁之间的区域中流动)，可通过以具有小于40％(即28％)的占空比的脉冲模式操作所述发生器来产生适合于消毒或灭菌的非热等离子体。在一个实施方案中，在140ms的总周期内，单个微波脉冲中的rms功率为50W并且脉冲接通时间为40ms，即，递送到等离子体中的平均功率在2.45GHz下为14.28W。当在这种配置中使用RF激发脉冲时，所述RF激发脉冲的持续时间为大约1ms，并且正弦振荡的频率为100kHz。振幅为大约1kV峰值(707V_rms)。RF功率小于微波功率的10％。RF脉冲可与微波爆发或微波脉冲同步并且是在微波爆发或微波脉冲的上升边缘上触发的。

为了产生热等离子体，可增大占空比，即增大到50％，或可增大连续波(CW)和/或rms功率等级，即增大到75W或100W，以用于这种特定探针尖端几何形状(如果几何形状减小或增大，则将相应地调整微波功率和RF激发脉冲的振幅)。RF功率与微波功率的比将优选地针对非热等离子体和热等离子体保持恒定，即小于10％。

在一些实施方案中，所述同轴电缆的所述外电极可通过允许气体流过它的导电网连接到所述第二电极。因此，所述导电网可安装在所述器械的所述气体导管中，在一些实施方案中，所述气体导管可以是所述同轴电缆与所述套管之间的空间。在这类实施方案中，可替代地，可例如通过连接到所述套管的一部分的分隔器元件将所述同轴电缆与所述套管之间的空间分成多个子导管。在这种情况下，分隔器元件或单独的连接器元件可提供所述同轴电缆的所述外导体与所述第二电极之间的电连接。所述连接也可通过一根柔性线材或柔性条带来制造，所述柔性压接线材或柔性条带可焊接或到所述第二电极。

在所述灭菌器械被配置成用作电外科器械的一些实施方案中，所述气体导管可被配置成将液体穿过所述细长探针输送到所述探针尖端。这在外科手术中是有用的，其中可使用流体(例如盐水)来使生物组织膨胀或冲洗治疗区域，例如以去除废物或去除组织以在治疗时提供更好的可视性；特别是在内窥镜手术中。所述气体导管的近侧端部可终止于连接器，所述连接器允许其附接到用于存储液体并将液体引入所述导管中的注射器。在所述气体导管被设置为穿过所述细长探针的内腔的情况下，所述内腔或通道可包括多个腔，使得所述同轴电缆可穿过所述多个腔将气体输送到所述探针尖端或者将气体和液体两者输送到所述探针尖端。

所述探针尖端可具有本文所述的结构中的任何一者，诸如：

-单一主体(即单块金属化电介质材料，例如陶瓷等)，所述单一主体适用于开放式手术和洞眼(腹腔镜)手术以及器械通道灭菌；以及

-平行板结构(即平面传输线元件)，所述平行板结构具有基本上平面的电介质材料主体，所述第一电极是位于所述平面元件的第一表面上的第一导电层，并且所述第二电极是位于所述平面元件的与所述第一表面相对的第二表面上的第二导电层。

所述单一主体可具有符合治疗目标区域或用于执行期望的功能的形状。例如，所述探针尖端可弯曲以跟随肠壁，或者可为钩状以便于在用作电外科器械时去除组织。

在使用平行板结构的情况下，所述气体导管可被布置成在所述第一导电层与所述第二导电层(其可形成在两个独立的板上)之间引入气体以产生可用于在灭菌中或在电外科手术中为RF电流提供返回路径的非热或热等离子体。所述平面传输线元件可包含以下两者：电介质材料区域，所述电介质材料区域带有高电介质常数以提供局部返回路径；以及第二开放区域，所述第二开放区域可填充有气体以使得能够产生用于灭菌的非热等离子体或产生用于要在电外科手术中执行的组织切割或表面凝固的热等离子体。这种布置还可利用插入两个导电层或板(有源导体和返回导体)之间的具有高相对介电常数(或电介质常数)的材料。所述高电介质常数材料增大了结构的电容，这继而以线性方式减小了结构的阻抗，从而有助于确保在所述两个板之间建立或存在用于RF电流的优先返回路径。当去除等离子体时，所述结构看起来像平行板传输线，其中空气将所述两个板分开。这种布置可用于沿着所述结构的边缘中的一个或多个和/或穿过包含在所述表面中的一个或多个内的单个或多个狭槽或孔隙有效地辐射微波能量。没有等离子体的平行板结构也可用于建立RF灭菌或电外科手术(例如切割和微波凝固)所需的条件，即，在RF下，所述结构可被建模为平行板电容器，其中电介质材料夹在所述两个板之间，金属化层沿着叶片的长度到达边缘并在端部处向后缩，并且在微波频率下，所述结构可被建模为能够从一个或两个长边缘和/或从远侧端部辐射微波能量的分布式元件传输线结构。

当相应的金属化层一直到达电介质材料的边缘(即没有电介质材料在表面上暴露并且只能看到金属)时，在电介质材料的两侧上具有金属化层的平行板结构可用于以最有效的方式有效地执行RF灭菌或组织切割。电介质也可被暴露，使得可沿着所述结构的边缘或在所述结构的端部处执行微波灭菌、消融或凝固。可能优选的是，在所述结构的远侧端部处(即，距离端部0.5mm至1mm)去除少量的金属化部分，以防止装置在端部处切入组织(如果这是不希望的)。

在一个实施方案中，所述平行板结构可如下被配置：

(i)第一电介质材料包括具有1.5mm至2mm的宽度、6mm至12mm的长度的块；

(ii)第一电极和第二电极包括在第一电介质材料的相对表面上的金属化层，其沿着叶片的长度延伸到电介质两侧上的边缘，具有金属化层的块的总厚度为0.3mm至0.5mm；

(iii)金属化部分中的0.5mm间隙在第一电介质材料的近侧端部处形成第一电极，以用于匹配并防止有源导体短路；

(iv)金属化部分中的0.2mm至1mm的间隙在第一电介质材料的远侧端部处形成第一电极和第二电极，以防止结构切割组织；以及

(v)在第一电介质材料的远侧端部的角上具有大约0.2mm的小半径，以防止结构由于尖锐边缘挂到内壁上而卡在器械通道内部。

在所述灭菌器械用于发射热或非热等离子体的情况下，可提供一个或多个狭槽以允许热气体从结构中逸出以产生效果。可从所述狭槽辐射非热等离子体，以便使得相同的装置能够用于对组织进行灭菌或杀死位于探针尖端附近(即在器械通道内)的表面内或表面上的细菌。

探针尖端可包括平行布置的多个平面传输线元件，所述多个平面传输线元件通过平衡式功率分配器布置从所述同轴电缆的接收RF信号和微波信号。所述平衡式功率分配器可确保RF信号和微波信号由多个传输线元件同相接收，使得总发射能量是均匀的。

探针尖端可包括连接在同轴电缆与多个平面传输线元件之间的四分之一波长变换器(即，电长度等于在操作频率下的波长的四分之一的奇数倍的的连接器)以对同轴电缆与多个平面传输线元件进行阻抗匹配。

优选地，探针尖端延伸超出同轴电缆8mm或更小，最佳地超出5mm或更小，并且可具有1.8mm或更小的宽度，最佳地为1.5mm或更小，以及0.5mm或更小的厚度，最佳地为约0.3mm。

第一电极和第二电极可形成双极发射结构。所述双极发射结构可包括探针尖端中的平衡-不平衡变换器，以防止鞘电流并确保微波频率EM场在向外方向上辐射。所述平衡-不平衡变换器可以是简单的第三电极，其在远侧端部处电连接(例如，焊接)到第二电极以形成短路。通过使平衡-不平衡变换器的长度为四分之一波长(在微波操作频率下)，短路状态将变换成开路状态，以防止电流沿着同轴电缆流动。可在探针尖端中设置多个平衡-不平衡变换器，以在探针尖端插入组织中时增大回波损耗。例如，一个平衡-不平衡变换器可将回波损耗从15dB增大到25dB，两个平衡-不平衡变换器可将其增大到40dB，并且三个平衡-不平衡变换器可将其增大到60dB，即，从探针尖端发出的能量的百万分之一沿着同轴电缆被反射回来。

在一些实施方案中，所述灭菌器械还可被配置为电外科切除器械，用于向生物组织施加具有第一频率的射频(RF)电磁(EM)能量和具有高于所述第一频率的第二频率的微波EM能量，所述灭菌器械的所述探针尖端包括由第一电介质材料制成的平面主体，所述平面主体在第一表面上具有第一电极层并且在与所述第一表面相对的第二表面上具有第二电极层，其中所述同轴电缆的所述内导体电连接到所述第一电极层并且所述同轴电缆的所述外导体电连接到所述第二电极层，以使得所述探针尖端能够接收RF信号和微波信号，其中所述第一电极和所述第二电极层被布置成充当有源电极和返回电极以通过传导来输送对应于RF信号的RF EM辐射，并且充当天线以辐射对应于所接收的微波信号的微波EM辐射，并且其中除了在沿着所述平面主体的边缘定位的RF切割部分处，所述第一电极和所述第二电极层可从所述平面主体的边缘向后退，在所述RF切割部分处需要执行组织切割。

所述探针尖端可在所述平面主体的侧边缘之间在某一方向上弯曲。例如，它可具有勺状形状。它可在底面处弯曲(或凸起)并且从结构的近侧端部到远侧端部向上弯曲。

在一些实施方案中，所述气体导管可终止于刚性管或针，例如皮下注射针，所述刚性管或针可具有比气体导管的其余部分小的直径。刚性管或针优选地包括适合于刺穿生物组织的穿刺远侧部分。这可允许注射流体(盐水等)以使生物组织膨胀，例如在所述器械用于治疗肠壁的情况下。以这种方式使组织膨胀可有助于降低肠穿孔的风险。相同的刚性管或针也可用于向所述探针尖端提供气体，以用于外科手术或用于所述器械通道的灭菌。在一个实施方案中，所述刚性管或针可相对于所述探针尖端纵向移动，例如从所述探头尖端突出或缩回到所述探针尖端中。

在一个实施方案中，可穿过所述刚性管或针将Ar气体引入到所述探针尖端，并且围绕所述探针尖端的边缘产生非热等离子体。微波脉冲接通时间可以是大约40ms，断开时间是100ms，所得占空比为大约28.6％。可使用历时大约1ms至5ms的大约1kV的门控100kHzRF爆发，它是由40ms微波脉冲的正边缘触发的。微波功率的振幅可为20W与100W之间，最佳地为大约60W。

在一些实施方案中，所述探针尖端能够在灭菌器械操作者或用户的控制下旋转。在一个实施方案中，可通过例如使用合适的手柄或控制旋钮在所述器械通道内转动所述同轴电缆来实现旋转。在另一个实施方案中，所述探针尖端可安装在可旋转板上，所述可旋转板可相对于所述器械通道转动例如+/-90°。在这种布置中，所述同轴电缆可以是柔性的，以适应所述探针尖端在旋转期间的移动。可通过一对控制线材来转动可旋转板，所述一对控制线材各自操作与所述板接合的枢转杆。

关于本发明的第一方面所论述的布置中的任一种可优选地与任何其他常规器械通道清洁方法(诸如窥视装置清洗机或灭菌器)一起使用。特别地，所述探针尖端可还包括清洁刷，所述清洁刷可用于从所述器械通道的壁去除外科手术残余物，特别是在没有通过EM能量和/或热或非热等离子体去除这种残余物的情况下。

优选地，从所述器械通道中撤回所述灭菌器械的预先确定的速率小于每秒10mm。例如，所述预先确定的速率可小于每秒5mm、小于每秒2mm或约为每秒1mm。从所述器械通道中撤回所述灭菌器械的这种速率确保所述器械通道内生物负载的减少得到优化。

本文所述的灭菌设备可优选地与另外的设备结合使用，所述另外的设备被配置成还对窥视装置的外表面进行灭菌。例如，所述另外的装置可包括处理腔室，所述窥视装置可装载到所述处理腔室中。优选地，所述处理腔室被配置成使所述窥视装置的外表面经受热或非热等离子体以进行灭菌。甚至更优选地，可在本文所述的灭菌设备实现所述窥视装置的所述器械通道的灭菌的同时对所述外表面进行灭菌。

因此，所述灭菌设备可包括：容器，所述容器限定用于所述外科窥视装置的灭菌外壳；以及等离子体生成单元，所述等离子体生成单元用于在所述灭菌外壳内产生非热等离子体或热等离子体，以用于对所述外科窥视装置的外表面进行灭菌。所述容器可包括用于所述窥视装置的不同部分的单独腔室。例如，第一腔室可接收所述外科窥视装置的控制头，第二腔室可接收所述窥视装置的器械管。所述等离子体生成单元可包括用于包围所述外科窥视装置的器械管的环形主体。所述环形主体能够沿着所述器械管滑动。例如，所述另外的设备可包括输送器或线性治疗床，所述输送器或线性治疗床被配置成使所述窥视装置穿过静态灭菌设备，所述静态灭菌设备被配置成对所述窥视装置的外表面进行灭菌。

所述撤回装置可包括：电缆耦接元件，所述电缆耦接元件在所述细长探针的近侧端部处可操作地连接到所述细长探针；以及电机，所述电机被布置成驱动所述电缆耦接元件，以引起所述细长探针与所述器械通道之间在纵向方向上的相对移动。因此，所述撤回装置允许所述细长探针(或任何器械电缆)以预先确定的速率穿过器械通道插入或撤回，所述预先确定的速率由所述电机的速度设定。优选地，所述电机是变速电机，使得所述预先确定的速率可由用户调整。当与诸如根据本发明第一方面的上述灭菌设备组合使用时，它允许以受控方式对所述器械通道进行灭菌。电机可由包含在壳体内的蓄电池供电，或者可以可替代地由外部电源(诸如用于向所述器械电缆的远侧端部提供能量的发生器)供电。

所述电缆耦接元件可相对于所述外科窥视装置安装在固定位置。例如，所述撤回装置可包括具有附接部分的壳体，所述附接部分用于将所述装置可释放地附接到所述窥视装置的手柄。这允许插入/撤回装置和窥视装置例如在器械通道灭菌过程期间以需要最少的用户交互的方式进行。

所述电缆耦接元件可包括多个辊，所述多个辊在它们之间限定用于接收所述细长探针的空间，所述辊被布置成夹住所述细长探针的外表面，由此所述辊的旋转引起所述细长探针的纵向移动。

在某些实施方案中，电机可在正向操作模式与反向操作模式之间切换，其中正向模式适合于将所述器械电缆穿过所述器械通道插入，并且反向操作模式适合于从所述器械通道中撤回所述器械电缆。这允许相同的装置多次用于不同的目的，但是还设想了所述装置是一次性的以确保在需要时使用无菌装备。提供可在正向模式和反向模式下运行的装置为用户降低了成本和复杂性，因为他们可简单地选择装置在哪种模式下操作而不是购买单独的插入装置和撤回装置。由于只需要生产单个适合于各种用途的单元，因此生产成本也降低了。

优选地，所述装置可还包括卷筒，在穿过所述器械通道插入所述器械电缆之前或在从所述器械通道中撤回所述器械电缆期间，所述器械电缆可卷绕在所述卷筒上。这简化了插入程序或撤回程序，因为用户在使用之前或之后不需要担心存储所述器械电缆或者将所述电缆馈送进入或移出所述窥视装置。通过将所述器械电缆卷绕在卷筒上，可使存储空间和工作空间(例如在灭菌过程中)最小化。优选地，所述卷筒也包含在所述壳体中，使得所述卷筒可提供用于存储所述器械电缆的无菌环境。所述卷筒的大小可优选地设定成使得所述器械电缆绕所述卷筒的弯曲半径足以防止损坏所述电缆，特别是在所述器械电缆可能被重复使用的情况下。

优选地，所述装置还包括用于使所述电机与至少一个辊脱离的装置，以允许用户沿着所述器械电缆自由地滑动所述装置。以这种方式，所述装置可容易地滑动到所述器械电缆上或从所述器械电缆上去除，并且用户可将所述装置正确地定位在所述器械电缆上。如果需要，例如在灭菌过程中，使电机脱离还允许用户手动地将所述器械电缆滑动到器械通道中。例如，如果所述装备内存在堵塞或意外问题，这可能很有用。

优选地，所述多个辊朝向彼此偏置。在一些实施方案中，所述辊可具有沙漏形形状。这些特征确保了所述辊与所述器械电缆的表面之间的良好配合，从而增大摩擦力以确保通过所述辊平稳地拉动所述器械电缆并且确保所述辊没有滑动。这增加了所述装置的可靠性并且确保电缆插入/撤回的速度与用户选择或期望的速度一致。

在一些实施方案中，所述电机可以是步进电机。如果所述装置与灭菌设备一起使用，这可以是特别有利的，因为步进电机可用于确保在每个步骤处对所述器械通道进行适当的灭菌，这是通过等待预先确定量的时间，然后再将所述器械电缆撤回另一个距离增量。

优选地，所述多个辊中的每一个由塑料或硅树脂材料制成。可选择这类材料以提供所述辊的表面与所述器械电缆的表面之间的高摩擦系数，从而确保从所述辊到所述器械电缆的完全的运动传递。此外，塑料或硅树脂材料的使用可确保所述辊不会对器械电缆造成损坏。

所述撤回装置可以是本公开的独立方面。根据所述方面，提供了一种用于使细长探针移动穿过外科窥视装置的器械通道的探针撤回装置，所述探针撤回装置包括：电缆耦接元件，所述电缆在所述所述细长探针的近侧端部处可操作地连接到所述细长探针；电机，所述电机被布置成驱动所述电缆耦接元件，以引起所述细长探针与所述器械通道之间以预先确定的速率在纵向方向上的相对移动。

附图说明

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1A和图1B示出根据本发明第一方面的灭菌设备；

图2示出灭菌设备和撤回装置的替代实施方案；

图3A是穿过细长探针的远侧端部的横截面图，其示出探针尖端和同轴电缆；

图3B单独示出图3A的探针尖端；

图3C单独示出图3A的同轴电缆；

图4是替代的探针尖端实施方案的横截面图；

图5是另一替代的探针尖端布置的横截面图；

图6是穿过探针尖端的又一实施方案的横截面图；

图7是穿过可与本发明一起使用的同轴等离子体施加器(探针尖端)的纵向横截面图；

图8是穿过可与本发明一起使用的波导等离子体施加器(探针尖端)的纵向横截面图；

图9是穿过可与本发明一起使用的集成的微波电缆组件和等离子体施加器探针尖端的纵向横截面图；

图10是穿过可与本发明一起使用的另一同轴等离子体施加器(探针尖端)的纵向横截面图；

图11是穿过可与本发明一起使用的另一同轴等离子体施加器(探针尖端)的纵向横截面图；

图12是穿过可与本发明一起使用的另一细长器械290的纵向横截面图；

图13是穿过可与本发明一起使用的另一探针尖端的纵向横截面图；

图14是穿过可与本发明一起使用的撤回装置的纵向横截面图；

图15是穿过图14的撤回装置中的驱动部件的横向横截面图；

图16是可与本发明一起使用的另一撤回装置的纵向横截面图；

图17A至图17C示出用于对窥视装置的器械通道进行灭菌的灭菌设备；

图18是可与本发明一起使用的探针尖端的示意图；并且

图19是图18的探针尖端的端视图。

具体实施方式

图1A示出根据本发明第一方面的灭菌设备10。所述灭菌设备包括细长探针，所述细长探针具有同轴电缆12和在其远侧端部处的探针尖端14。发生器30在同轴电缆的近侧端部处连接到同轴电缆。气体供应源40也被连接以穿过同轴电缆12中的气体导管(未示出)向探针尖端14供应气体。撤回装置20定位在同轴电缆12上以便从器械通道中撤回细长探针，所述器械通道以将在下文更详细地解释的方式延伸穿过窥视装置50的插入管52。

图1B示出在使用中的灭菌设备10。细长探针位于插入管52的器械通道内，并且撤回装置20附接到窥视装置50的手柄。开启撤回装置20以在箭头18所指示的方向上以预先确定的速率从插入管52的器械通道中撤回同轴电缆12。当撤回装置20穿过器械通道撤回同轴电缆12和探针尖端(未示出)时，发生器30向探针尖端供应RF和/或微波频率EM能量，使得探针尖端对器械通道进行灭菌。气体供应源40穿过气体导管向探针尖端供应气体，使得RF和/或微波EM能量可用于在探针尖端处生成非热等离子体以破坏或消除插入管52的器械通道中的微生物。

图2示出具有替代的撤回装置20的灭菌设备。在这种布置中，撤回装置另外包括卷筒22，当同轴电缆12从窥视装置50的器械通道中撤回时，同轴电缆12卷绕在所述卷筒22上。发生器30通过连接线材32和撤回装置20的壳体上的合适插头向同轴电缆12供应RF和/或微波EM能量。类似地，来自气体供应源40的气体穿过连接管42输送到气体导管。下文更详细地论述撤回装置20。

图3A是穿过细长探针的远侧端部的横截面图，其示出探针尖端14和层状结构同轴电缆12，其中导管110和探针尖端14插入同轴电缆12的通道130中。

图3B中单独示出的探针尖端14用于器械通道的灭菌，但也可适用于电外科手术。具体地，图3A和图3B所示的探针尖端14被配置成用作切除器械。

探针尖端14包括附接到导管110的远侧端部的连接套环152、从连接套环152向远侧延伸的延伸套管154，以及连接在延伸套管154的远侧端部处的灭菌器械。灭菌器械由以下形成：一块刚性电介质144，所述电介质在其上表面146和下表面148上具有导电涂层(未示出)以形成两个电极；以及在下表面148下方形成的光滑的渐缩电介质150。连接套环152包括短的刚性圆柱形部分，所述短的刚性圆柱形部分的直径选择成紧密配合在同轴电缆的通道130中，使得其外表面与限定通道130的表面(即，壁134的内表面)物理接触。连接套环152可具有比导管110大的直径。一对触点156、158形成在连接套环152的外表面上。触点156、158可围绕外表面的全部或一部分延伸。在这个实施方案中，后(即近侧)触点156被布置成电连接到层状结构同轴电缆12的内导电层140，并且前(即远侧)环形触点158被布置成电连接到层状结构同轴电缆12的外导电层136。

为了实现这些电连接，同轴电缆12具有一对纵向隔开的端子160、162，所述端子160、162在通道130的远侧端部处穿过最内层142突出，如图3C所示。端子160、162可围绕通道130的内表面的全部或一部分延伸。在这个实施方案中，后(即近侧)端子160从内导电层140的远侧端部延伸穿过最内层142，并且前(即远侧)端子162从外导电层136的远侧端部延伸穿过电介质层138和最内层142两者。外导电层136纵向延伸超出内导电层140的远侧端部。因此，内导电层140终止于后端子160处，即在前端子162之前存在位于内导电层140的远侧端部之外的间隙164(例如，气隙或其他绝缘材料)。

导电棒166从后触点156延伸穿过延伸套管154，以便为所述一块刚性电介质144的上表面146上的导电涂层提供电连接。因此，上表面146电连接到同轴电缆14的内导电层140。类似地，导电棒168从前触点158延伸穿过延伸套管154，以便为所述一块刚性电介质144的下表面148上的导电涂层提供电连接。因此，下表面148电连接到同轴电缆12的外导电层136。

延伸套管154可以是用于保护导电棒166、168并使其电绝缘的刚性电介质材料管。延伸套管154可具有的电长度对应于由延伸套管154输送的微波能量的波长的一半。导电棒166、168可单独地由电介质(例如胶水、塑料或某种其他绝缘体)包围(例如，涂覆或以其他方式覆盖)，以防止断裂，特别是在它们靠拢的情况下。

连接套环152的远侧端部可紧靠形成在通道130的远侧端部处的止动凸缘170。因此，探针尖端14可利用触点156、158与端子160、162之间的电连接、例如通过在导管110上保持推力固定在适当位置。尽管在这个实施方案中连接套环152执行电连接和物理止挡件的双重功能，但是有可能通过单独的特征部来执行这些功能，在这种情况下，连接套环152可位于通道130中更靠后之处并且延伸套管154可更长。

为了防止材料向后逸出到通道中，可在通道130的入口上形成密封件172。

导管110可以是用于将气体导管或控制线178输送到探针尖端14的中空管。在这个实施方案中，气体导管一直延伸到探针尖端的远侧端部，以用于递送氩气或另一种气体用于等离子体灭菌。气体导管178还可适于将诸如盐水的流体递送到探针尖端14以用于执行电外科手术。

图4示出可与上文参照图3A至图3C描述的层状结构同轴电缆12一起使用的探针尖端14的另一个实施方案。探针尖端14包括最内层142的延伸部和内导电层140。在这个实施方案中，最内层142是PTFE管。内导电层用作探针尖端14的第一电极。探针尖端14还包括放置在第一电极140上的电介质材料182和电介质材料182上的第二电极180。电介质182是MACOR圆筒，并且第二电极180由薄壁铜管形成。第二电极180电连接到外导电层136，所述外导电层136延伸超出覆盖同轴电缆12的套管184的远侧端部。可穿过通道130向探针尖端14的远侧端部供应气体，所述通道130穿过细长器械延伸到其近侧端部，在所述近侧端部处可例如从气体罐供应气体。探针尖端14具有2.5mm的外径，电介质层182具有0.325mm的壁厚度，并且通道130具有1mm的直径。

图5示出可与上文参照图3A至图3C描述的层状结构同轴电缆12一起使用的替代的探针尖端14。探针尖端14包括第一电极186，所述第一电极186是插入最内层142中的管结构并且限定通道130的一部分。最内层142可以是PTFE管。电介质层182设置在第一电极186上。类似于图4中所示的实施方案，第二导体180是连接到外导电层136的薄壁铜圆筒。第一电极186通过金属环188连接到内导电层140，所述金属环188夹在电介质材料182与最内层142之间。探针尖端14的外径为2.5mm，通道130具有0.8mm的直径，并且电介质182具有0.65mm的壁厚度。减小的通道130直径和增大的电介质182厚度增大了探针尖端14的阻抗，从而允许较低电介质常数的材料用于电介质层182。

本文所论述的其他探针尖端实施方案也可与‘常规’同轴电缆；即不具有上述分层结构的同轴电缆一起使用。

图6示出穿过适合于在细长器械的远侧端部处生成等离子体的探针尖端的横截面图。所示的尖端也可用作电外科器械。细长器械500是圆柱形的，并且大小设计成适合窥视装置(例如内窥镜)的器械通道。所述器械包括具有内导体504和外导体506的同轴电缆502，所述外导体506通过电介质材料508与内导体504分开。外导体506围绕同轴电缆502的外部表面暴露。在同轴电缆502的远侧端部处，内导体504延伸超出外导体506并且由例如由PEEK等制成的电介质顶盖510围绕。顶盖510是直径与同轴电缆502基本上相同的圆筒。顶盖510的远侧端部形成圆形(例如半球形)的圆顶。内导体504在其远侧端部处终止于圆形尖端512处，所述圆形尖端512突出超过顶盖510的端部。同轴电缆502安装在套筒514内，所述套筒514优选地包括内部编织物(未示出)以赋予强度。套筒的尺寸设计成配合在窥视装置的器械通道内。在套管514的内表面与同轴电缆502的外表面(即暴露的外导体)之间有环形间隙516，所述环形间隙516形成气体导管以用于将在套管514的近侧端部处引入的气体输送到远侧端部。导电端子管518安装在套筒514的远侧端部处。例如，导电端子管518可焊接到套筒514。

在图6所示的配置中，内导体504的圆形尖端512形成第一电极，并且导电端子管518形成第二电极。通过向同轴电缆施加合适的能量(例如RF和/或微波频率能量)，在第一电极与第二电极之间形成用于在从环形间隙516流出的气体中激发等离子体的电场。导电端子管518通过导电端子管518的内表面上的多个径向突出的凸起520电连接到同轴电缆502的外导体506。围绕导电端子管518的内圆周可存在互相隔开的两个、三个、四个或更多个凸起520。以这种方式将凸起隔开允许气体流过。绝缘衬里522沿导电端子管的远侧长度围绕导电端子管518的内部表面安装。绝缘衬里522可由聚酰亚胺等制成。衬里522的目的是在第一电极与第二电极之间提供合适的电介质阻隔，以确保所施加的RF和/或微波频率能量产生用于激发等离子体的带有高电压的电场。衬里522与顶盖510之间存在小间隙以允许气体流过。

图7是穿过可在本发明中使用的同轴等离子体施加器(探针尖端)的纵向横截面图。等离子体灭菌设备不必限于与这种类型的结构一起使用。实际上，提供这个示例是为了解释使用电压变换器(或阻抗变换器)在施加器中生成等离子体背后的理论。实际上，可以有可能在没有电压变换器的情况下生成等离子体，尤其是在存在阻抗调整器的情况下。图7中所示的等离子体施加器300是包括三个四分之一波阻抗变换器的同轴结构，其中中心导体的直径被改变以产生具有不同特性阻抗的三个部段。选择阻抗，使得结构的远侧端部处的电压远高于结构的近侧(发生器)端部处的电压。

如果每个部段的物理长度等于四分之一电波长的奇数倍，即

其中L是以米为单位的长度，n是整数，并且λ是以米为单位的在感兴趣频率下的波长，则以下方程式适用：

其中Z₀是以欧姆为单位的同轴线的特性阻抗，Z_L是在部段的远侧端部处测得的以欧姆为单位的负载阻抗，并且Z_S是在部段的近侧端部处测得的以欧姆为单位的源阻抗。通过对此方程式的代数操作，负载阻抗可表示为：

因此可看出，如果变换器部段的特性阻抗较高并且源阻抗较低，则负载阻抗可变换成非常高的值。由于天线的发生器端部处的功率等级理论上应与负载端部处的功率等级相同，因此可进行以下陈述：

这意味着远侧端部处的电压可表示为：

因此可看出，如果可使Z_L尽可能大，则天线结构V_L的远侧端部处的电压值也将非常大，这意味着电场也将较高。由于需要建立高电场以便激发等离子体，因此可看出这种结构可用于建立正确的条件以激发等离子体。

考虑图7中所示的结构，微波发生器3000示意性地表示为具有源阻抗(Z_S)308。来自发生器3000的功率通过使用微波连接器340的同轴电缆(未示出)进入施加器300。连接器340可以是能够在优选的操作频率下操作并且可处理在发生器3000的输出端处可用的功率等级的任何微波连接器，例如可使用N型或SMA型连接器。微波连接器340用于将微波功率发射到等离子体生成区域，所述等离子体产生区域包括下文描述的天线结构。

天线结构的第一级是50Ω的同轴部段，其由具有外径b的中心内导体(第一电极)和具有内径a的外导体(第二电极)组成。包含在第一部段内的内导体与外导体之间的空间填充有电介质材料342，所述电介质材料342在此标记为PTFE。这里示出的天线的第一部段的特性阻抗与发生器的特性阻抗相同，即50Ω，并且可如下描述：

其中ε_r是填料的相对介电常数，Z₀是第一部段的特性阻抗，并且Z_S是源阻抗(或发生器阻抗)。第二部段是第一四分之一波阻抗变换器311，其特性阻抗Z₀₁比第一部段的特性阻抗高并且可使用以下方程式计算：

其中c是外导体312的内径。由于第二部段填充有空气(或至少来自气体进给器470的气体)，因此相对介电常数ε_r等于1，并且因此平方根项从描述同轴传输线的阻抗的方程式中消失。第二部段的阻抗的实际示例可以是b＝1.63mm和c＝13.4mm。基于这样的尺寸，Z₀₁将是126.258Ω。

第三部段是第二四分之一波阻抗变换器310，其特性阻抗Z₀₂比于第一部段和第二部段的特性阻抗低并且可使用以下方程式计算：

其中d是内导体的外径。希望使中心导体的输入端部和输出端部渐缩，以使得从高阻抗条件到低阻抗条件的台阶更加平缓，以便使在两个阻抗之间的接合部处发生的失配最小化。渐缩的合适角度为45°。第三部段的阻抗的实际示例可以是d＝7.89mm并且c＝13.4mm。基于这样的尺寸，Z₀₂将是31.744Ω。

第四部段是最后的部段并且由第三四分之一波阻抗变换器320组成，其特性阻抗Z₀₃比第三部段的特性阻抗高并且可使用以下方程式计算：

其中e是内导体的外径。希望内导体的远侧端部是尖锐的并且是尖的，以便使在这一点处产生的电场的大小最大化。第四部段的特性阻抗的实际示例可以是e＝1.06mm并且c＝13.4mm。基于这样的尺寸，Z₀₃将是152.048Ω。

对于如图7所示的使用三个四分之一波变换器的布置，在天线的远侧端部处测得的负载阻抗Z_L可表示为：

使用上文针对三个变换器计算的特性阻抗值，Z_L将是7,314.5Ω。如果输入功率为300W，则输出端处的电压将是

因此，在这种结构的端部处生成的电场将是

这个大电场可使得能够使用多种气体和气体混合物中的任何一种来建立等离子体。

内导体可以是单个导体，其直径从近侧端部到远侧端部从b变为d再变为e。外导体对于三个阻抗变换器部段的长度具有相同的内径c并且在第一部段处减小到a。用于内导体和外导体的材料可以是具有高导电率值的任何材料或复合材料，例如，可使用涂覆了铜、黄铜、铝或银的不锈钢。

气体或气体混合物通过气体导管470进给到结构中，并且气体填充等离子体施加器的内部(等离子体生成区域)。施加器的尺寸设计成配合在窥视装置的器械通道内。

图8示出等离子体施加器探针尖端300，其中波导腔用于创建场以生成等离子体。在这个特定实施方案中，H场环路302用于将来自微波发生器的微波能量传递到波导天线中，并且气体混合物通过连接到气体导管470的气体进给器471引入结构中。可能优选的是，H场环路的物理长度等于在感兴趣频率或操作频率下的波长的一半，并且所述环路的远侧端部连接到外导体的内部壁。可使用焊接或焊料接头进行连接。H场环路可被认为是第一电极并且波导天线可被认为是第二电极。

尽管未在图8中示出，但是也可将阻抗变换器引入波导实施方案中以在施加器的远侧端部处生成高电场。换句话说，波导天线可包括多个部段，所述多个部段的长度等于在感兴趣频率下的四分之一加载或未加载波长的奇数倍，即

为了减小波导的尺寸(长度、宽度或直径)，波导可填充有电介质、或磁性或复合材料，其中波长通过相对介电常数的平方根的倒数、或相对介电常数或这两者的乘积的函数来减小。可通过加载形成变换器的部段中的一个或多个来引入多个阻抗变换器。在波导结构装载有电介质或磁性材料(或两者的组合)的情况下，可能优选的是，装载材料是多孔的或者在其中钻有多个孔以使得气体或气体混合物能够在波导部段内部流动。

为了改变波导的阻抗以在结构内产生所需的四分之一波长变换器，需要对结构的几何形状进行调整或改变装载材料。对于矩形波导，波导腔的特性阻抗可表示为：

其中

是

b是波导的高度(或短壁的长度)，a是波导的宽度(或长壁的长度)，μ_r是磁性装载材料的相对磁导率，ε_r是电介质加载材料的相对介电常数，f_c是波导的截止频率，并且f是操作频率。

在图8中，在波导的远侧端部处添加了另外的材料360。另外的材料360可以是石英管，其用于增大天线结构的远侧端部处的电场。

图9提供包括集成的微波电缆组件和等离子体施加器的探针尖端的详细图。在这种布置中，集成的气体和微波电缆组件包括使用两个管形成的同轴布置。第一管314是由柔性电介质材料制成的壁相对厚的管，并且在内壁318和外壁319上涂覆有金属化层(例如，例如由银、铜或金制成的具有高导电率的金属化层)。第二管313是由柔性材料制成的壁相对薄的管。使用间隔物312将第一管314悬在第二管313内部，所述间隔物312可由金属或电介质材料制成，并且必须允许气体在第一管的外壁318与第二管313的内壁之间形成的通道内流动并沿着所述通道流动。等离子体施加器包括两个阻抗变换器310、320，从第一管314的中心通道进入施加器中的气体导管315，以及从施加器沿着在第一管的外壁与第二管的内壁之间形成的通道的气体抽取通路316。用于将气体进给到施加器中的内部通道的第一部段321是实心的，以使得微波连接器340内的中心销能够电连接到新的微波电缆组件。输入微波连接器可以是适合于承载在感兴趣频率下高达600W CW的微波功率的任何连接器，例如可使用SMA型或N型连接器。将微波功率从发生器递送到连接器340。

用于形成同轴微波电缆组件的内导体319的中心311是中空的，这是由于在感兴趣频率下产生的微波场仅需要少量的壁厚度来使得场能够有效地沿着电缆或波导传播的事实，因此，内导体319的中心部分311对微波场可以是透明的。类似的标准适用于外导体318的厚度，即，仅第一管314的外表面上的薄层318在微波场或波沿着波导通道的传播中起重要作用。第一管314应当优选地由低损耗电介质材料(例如低密度PTFE)制成，以便确保沿着结构的功率损耗(插入损耗)最小化。集成的施加器或天线形成在第二管313内部并且形成电缆组件的整体部分，从而帮助装置穿过例如内窥镜的器械通道插入。图9中所示的等离子体施加器由两个四分之一波阻抗变换器部段310、320组成。第一部段是低阻抗部段，其阻抗由如上所述的内导体的直径(g)和外导体的直径(ι)的比决定。外导体可以是外导体318在集成的微波电缆组件内的延伸部，其用于将微波能量从发生器传送到施加器。来自通道311内的气体穿过在内导体311中制成的孔、凹槽或通道进给到施加器中。第二变换器部段是高阻抗部段，其阻抗由内导体的直径(h)和外导体的直径(I)的比决定。用于形成内导体的材料可以是能够承受高温而不改变物理形式或特性的材料，例如钨。

石英管319位于施加器的远侧端部处，位于内导体与外导体之间。石英管降低了电弧作用的可能性并促进等离子体生成区域中的等离子体激发。这里，等离子体羽流1000通过来自中心通道311的气流从施加器的开放端部被引导出。石英管与外导体之间的环形间隙通向外通道316。这个通道可连接到用于从灭菌部位抽取过量或残留气体的泵。

图10和图11示出两个细长器械结构250、252，所述两个细长器械结构250、252除了执行器械通道的灭菌之外，还可用于对生物组织进行切割、凝固、消融和灭菌。这些结构的总直径可在小于1mm至大于5mm的范围内。在两种情况下，器械结构250、252都包括同轴电缆254，所述同轴电缆254在近侧端部处具有连接器256以从发生器(未示出)接收微波频率能量和RF能量。同轴电缆254具有内导体258，所述内导体258通过适当低损耗的电介质材料262与外导体260分开并与外导体260同轴，所述电介质材料262可以是低密度PTFE、诸如

的微孔材料等。

在这个实施方案中，内导体258的远侧部分形成真空以形成朝向器械尖端266、268延伸的导管264。通过利用在微波频率下发生的导体中的集肤效应，有可能使内导体258是中空的。

当导电材料暴露于EM场时，导电材料经受由移动电荷引起的电流密度。诸如金、银和铜的良导体是这样的导体：其中自由电荷密度可忽略不计并且传导电流通过电导率与电场成比例，并且位移电流相对于传导电流可忽略不计。EM场在这种导体内部的传播由扩散方程式控制，麦克斯韦方程式在这种情况下简化成所述扩散方程式。求解主要适用于良导体的扩散方程式，其中传导电流相对于位移电流较大，可看出，场的振幅在材料内部呈指数衰减，其中衰减参数(δ)使用以下方程式描述：

其中，δ被称为集肤深度并且等于场减小到它在界面处的场的值的1/e(约37％)时在材料内的距离，σ是材料的导电率，μ是材料的磁导率，并且ω是角频率或2πf(其中f是频率)。由此可看出，当微波能量的频率增大时，集肤深度减小，因为它与这个频率的平方根成反比。当导电率增大时，集肤深度也会减小，即集肤深度在良导体中比在另一种导电性较差的材料中小。

对于用于实现图10和图11中所示的结构的感兴趣微波频率和感兴趣材料，集肤深度为大约1μm，因此在这里所描述的器械的结构中使用的内导体/第一电极258需要仅约5μm的壁厚度就能使得大部分微波场能够传播。这意味着可使用中空的中心导体而不会引起沿着结构传播的EM波的任何变化。

流体进给入口270穿过同轴进给电缆254的侧面形成，以允许外部流体(气体和/或液体)供应源与导管264连通，从而将流体递送到探针尖端266、268。优选地，流体进给不影响已在同轴传输线结构中建立的电磁场。执行EM建模以确定EM场不受影响的最佳进给点。

图10是穿过用于递送等离子体的探针尖端的纵向横截面图，其中探针尖端具有同轴结构。在图10中，探针尖端266包括来自导管的出口272，所述出口272允许气体进入探针尖端266的内部，其中去除了电介质材料262，这可形成等离子体生成区域274。在这种特定布置中，出口272包括在等离子体生成区域274内的内导体/第一电极258上的多个狭槽。在等离子体生成区域274中，由微波频率EM能量和/或RF场建立的电场使气体电离以在相同区域中产生等离子体。等离子体可以是热的或非热的，并且可用于对窥视装置的器械通道进行灭菌，对组织进行灭菌，为RF电流提供局部返回路径，产生表面凝固和/或辅助组织切割。通过最初使用RF频率下的能量来提供激发等离子体所需的电压，然后使用微波频率下的能量来使得等离子体能够得以维持，可在腔中形成等离子体。在内导体的外表面与外导体的内表面之间的距离非常小，即小于1mm的情况下，可使用微波场来激发并保持等离子体。类似地，可能仅需要使用RF场来产生用于灭菌的非热等离子体和用于表面消融和/或组织切割的热等离子体。

探针尖端266中的内导体/第一电极258的远侧端部276是实心尖的部段，其可采用具有小直径(即0.5mm或更小)的尖锐的针的形式，这在执行组织切割时可能特别有效。等离子体生成区域274的远侧端部277是开放的，以允许等离子体从细长器械递送出。

包括在其远侧端部处短路并在其近侧端部处开放的第三同轴导体的四分之一波(或其奇数倍)平衡-不平衡变换器278连接到所述结构，以防止微波电流沿着外导体260流回到同轴电缆254，这可致使微波能量的分布变得非最佳。

气体的组成及其流速和递送分布与供应的RF EM能量和/或微波EM能量的功率等级和分布一起确定了在细长器械的等离子体生成区域274中建立的等离子体的类型。

图11是穿过另一同轴等离子体施加器的纵向横截面图。图11中的细长器械252具有与图10中所示的器械类似的探针尖端结构，只不过已经使外导体/第二电极260延续，使得其在更靠近探针尖端268中的内导体/第一电极258的远侧端部276处终止。这里，外导体260在探针尖端268的远侧端部处采用尖锥的形式。外导体/第二电极的斜率可与实心尖的部段的斜率成相同的角度。可穿过小间隙280发射等离子体射流，所述间隙280在这个区域中将内导体258与外导体260分开。

探针尖端可被布置成使得气体的初始电离放电或分解在外导体260的远侧端部与内导体258的实心尖的部段之间发生。实心尖的部段可以是锥形的，这是用作外科器械的优选结构。

图12描绘适用于本发明的细长器械290。除了器械通道灭菌外，所示的探针尖端还适用于胃肠手术。细长器械290包括同轴电缆254，所述同轴电缆254具有内导体258，所述内导体258通过电介质材料262与外导体260分开并与外导体260同轴。探针尖端292连接在同轴电缆254的远侧端部处。连接器256连接到同轴电缆的近侧端部，以从发生器接收RF EM能量和微波频率EM能量。

探针尖端292是一整块电介质材料(例如低损耗的

氧化铝)，其上形成有两个单独的金属化层，以形成第一电极和第二电极。同轴电缆254的内导体258延伸超出同轴电缆254的远侧端部，进入探针尖端292的内部。从那里，所述内导体258电连接到金属化层中的一个。同轴电缆254的外导体260连接到另一金属化层。探针尖端292通过(例如不锈钢)套管294固定到同轴电缆254，所述套管294可被压接以将固定接片296推入探针尖端292的陶瓷主体中的对应凹口中。可选择套管294的长度以使探针尖端292的阻抗与同轴电缆254相匹配，即，套管294可用作调谐短截线。

金属化层设置在探针尖端292的侧表面上。这些层通过陶瓷彼此分开，从而有效地形成平面传输线。在这个实施方案中，除了在希望发射RF EM场的区域处，金属化层从探针尖端的侧边缘和远侧边缘向后退。图12示意性地示出第一金属化层298，除了沿着一个沿着底部边缘的区域，第一金属化层298从探针尖端的边缘略微向后退。

在这个实施方案中，探针尖端292具有钩状形状，其中探针尖端292的边缘中的一个向内并向外弯曲，即限定凹陷部。凹陷部可包括基本上面向近侧的表面，所述表面用于例如通过允许组织从治疗部位被拉开、挖掉或刮掉来促进组织去除。第一金属化层298延伸到的沿着底部边缘的区域(RF切割区域)位于凹陷部的内部。

从套管294延伸以递送RF和微波能量的探针尖端292的长度可在3mm与8mm之间，优选地为4mm。探针尖端的宽度可类似于同轴电缆的直径，例如在1.1mm与1.8mm之间，优选地为1.2mm。探针尖端292的远侧部分的厚度可在0.2mm与0.5mm之间，优选地为0.3mm。

器械的远侧端部的大致形状是匙状或勺状，其半径与治疗将在其中进行的脉管(例如肠)的内部区域的半径相当。例如，所示的弯曲布置可适合于到达息肉下方并将其挖出。

器械可包括气体导管(未示出)，所述气体导管向探针尖端提供气体供应以产生热或非热等离子体。在用作电外科器械期间，导管还可供应液体(例如盐水)以用于注射能力。

例如，气体和/或盐水可以类似于图10和图11所示的实施方案的方式沿着同轴进给管的内导体引入，以便能够从形成在探针尖端292中的孔隙注射出。可替代地，可在同轴进给管旁边安装单独的气体导管。

图13中示出除了器械通道灭菌之外还适合于电外科手术的探针尖端的替代实施方案。探针尖端402包括电介质块416，所述电介质块416在其上表面和下表面上具有金属化层。同轴电缆406的内导体418从同轴电缆406的远侧端部突出，并且(例如使用焊料)电连接到上金属化层(第一电极)。同轴电缆406的外导体通过编织终端420电耦接到下金属化层(第二电极)。编织终端420包括：电连接到外导体的管状部分，以及配合在电介质块416下方并电连接到下金属化层的远侧延伸板部分。

在这个实施方案中，电介质材料的成型块422附接到电介质块416的下表面。电介质材料的成型块422可固定到下金属化层。电介质材料的成型块422是弯曲的，使得在横截面中，其下表面描述电介质块416的边缘之间的圆圈的弦。在纵向方向上，电介质材料的成型块422包括具有恒定横截面的近侧部分和其中下侧朝向电介质块416渐缩(例如以弯曲的方式)的远侧部分。

在这个实施方案中，气体导管408终止于针424(例如皮下注射针)，所述针424具有比气体导管408小的外径并且终止于尖锐的点。针424通过电介质材料的成型块422保持在纵向钻孔426中。气体导管408相对于电介质块416的纵向移动用于使针424从探针尖端延伸和缩回。

图14中示出穿过定位在窥视装置50的手柄上的撤回装置20的横截面。撤回装置20能够以预先确定的速率在箭头18所示的方向上从器械通道54撤回同轴电缆12。撤回装置20包括壳体21，所述壳体21包含电机(未示出)和两个辊25，其中电机通过齿轮23、24使辊25旋转。第一齿轮23可由电机直接供电，并且通过每个辊上的第二齿轮24将旋转移动传递到辊25。同轴电缆12夹在辊25之间，使得当辊25旋转时，从器械通道54中撤回同轴电缆12。

撤回装置20通过附接部分26可释放地附接到窥视装置50。通过将撤回装置20直接附接到窥视装置50，确保了辊25的旋转用于撤回同轴电缆12而不是使装置主体沿着电缆移动。因此，撤回装置20可设置成撤回同轴电缆而无需在此过程期间进行进一步的用户交互。

撤回装置20还可被配置成以‘反向’模式运行以将同轴电缆12穿过器械通道54插入。用户可通过装置的壳体21上的开关来选择反向模式。另外，撤回或插入的速率由电机的速度设定。但是，电机的速度可以是可调整的。例如，电机可包括用于设定速度的控制装置。这可通过装置的壳体上的控制旋钮进行调整。在替代实施方案中，电机的操作模式(正向/反向)和速度可由作为控制装置的一部分的微控制器设定。微控制器本身可从外部处理装置(例如Raspberry

或

装置)接收输入。

图15示出穿过电机27；齿轮23、24；辊25和器械电缆12的横截面图。如图中可看出，辊25具有沙漏形的横截面形状，这种形状提供了辊与器械电缆之间的良好配合，从而增大摩擦力以确保通过辊25的旋转平稳地拉动同轴电缆12。辊25可由符合同轴电缆12的表面形状的硅树脂材料制成。另外，辊25在箭头28所示的方向上朝向彼此偏置，以确保辊25与同轴电缆12的表面之间的良好接触。

图16示出撤回装置20的替代实施方案的视图。在这个实施方案中，撤回装置20还包括卷筒22，当同轴电缆12从窥视装置的器械通道中撤回时，同轴电缆12卷绕在所述卷筒22上。卷筒22可具有弹簧驱动机构，以在通过辊25的作用撤回同轴电缆12时将同轴电缆12自动卷绕在所述卷筒上。通过连接管42和连接线材32向同轴电缆12提供气体和RF和/或微波EM能量，所述连接管42和连接线材32可分别连接到气体供应源和发生器(未示出)。这些连接意味着，在通过撤回装置20撤回同轴电缆12时，同轴电缆12的远侧端部处的探针尖端能够对器械通道进行灭菌。

卷筒22还可用于在通过上文所讨论的相同的电机和辊机构将同轴电缆12插入器械通道之前存储同轴电缆12。卷筒和壳体可提供无菌环境，并且为电缆12提供节省空间的存储位置。

图17A至图17C示出用于对窥视装置50的器械通道进行灭菌的灭菌设备。在图17A中，窥视装置50悬挂在支架60上，使得插入管52竖直向下悬挂。细长灭菌器械的同轴电缆12完全插入插入管内的器械通道中。撤回装置20附接到窥视装置50，并且朝向同轴电缆12的近侧端部定位在同轴电缆12上。发生器30被配置成通过连接线材32向细长器械提供RF和/或微波频率EM辐射。气体供应源40被配置成通过连接管42向细长器械供应气体(例如氩气)。

在图17B中，撤回装置20的电机已经开启，以便以预先确定的速率从窥视装置50的器械通道中撤回同轴电缆12。同时，同轴电缆12的远侧端部处的探针尖端(未示出)正在生成非热等离子体以对器械通道进行灭菌。通过从接收的RF和/或微波频率EM能量跨从气体供应源40接收的气体的流动路径产生电场，在探针尖端处生成等离子体。气体穿过气体导管到达探针尖端，这延长了细长器械的长度。

图17C示出当同轴电缆12已经从器械通道中完全撤回时的设备。此时，器械通道完全灭菌而无需进一步处理(诸如冲洗)。同轴电缆12和插入管52都从支架60竖直向下悬挂，这避免了与其他表面接触造成的污染。撤回装置20保持附接到窥视装置50。可关闭发生器30和气体供应源40，因为不再需要在探针尖端处产生等离子体。

图18示出探针尖端600的平面图，所述探针尖端600连接到同轴电缆610的远侧端部、适合于器械通道的灭菌。探针尖端被配置成产生热或非热等离子体的周向射流，当细长器械被撤回时，所述射流可指向器械通道的壁。在这个实施方案中，第一电极602是导电材料(诸如铜)的圆形板，其连接到同轴电缆610的内导体。第二电极604是导电材料(诸如铜)的圆筒，其连接到同轴电缆610的外导体。在第二电极604与内导体之间存在电介质元件，其中第一电极602安装在所述电介质元件的端部上。在第一电极与第二电极之间有环形开口，所述环形开口限定气体导管的端部并且在使用时从中发射热或非热等离子体。细长器械包括套管(未示出)，所述套管从器械的近侧端部到远侧端部围绕同轴电缆，以便在套管与同轴电缆610的外表面之间限定气体导管。

图19示出图18的探针尖端600的端视图，其中去除了第一电极602。如图19中可看出，电介质元件606定位在第二电极604与同轴电缆610的内导体612之间。在电介质元件606的外表面中存在多个凹槽608，在所述凹槽608中气体经受电场以产生热或非热等离子体，然后从探针尖端600发射所述等离子体。等间隔的凹槽608有助于确保等离子体周向发射并指向器械通道的壁。电介质元件606可以是细长的，使得其长度基本上等于第二电极604的长度。

Claims (23)

1.一种用于对外科窥视装置的器械通道进行灭菌的灭菌设备，所述设备包括：

灭菌器械，所述灭菌器械被配置成穿过所述外科窥视装置的所述器械通道插入，所述灭菌器械包括：

细长探针，所述细长探针包括用于输送射频电磁能量和/或微波电磁能量的同轴电缆；以及连接在所述同轴电缆的远侧端部处以用于接收所述射频和/或微波能量的探针尖端，

其中所述同轴电缆包括内导体、外导体以及将所述内导体与所述外导体分开的电介质材料，其中所述探针尖端包括连接到所述同轴电缆的所述内导体的第一电极和连接到所述同轴电缆的所述外导体的第二电极，并且

其中所述第一电极和所述第二电极被布置成从所接收的射频和/或微波频率电磁能量产生电场；以及

撤回装置，所述撤回装置用于以预先确定的速率从所述器械通道中撤回所述灭菌器械；

其中所述同轴电缆包括分层结构，所述分层结构包括：

最内绝缘层；

内导电层，所述内导电层形成在所述最内绝缘层上；

外导电层，所述外导电层与所述内导电层同轴形成；以及

电介质层，所述电介质层将所述内导电层与所述外导电层分开，

其中所述内导电层、所述外导电层和所述电介质层形成用于输送射频和/或微波频率能量的传输线，并且其中所述最内绝缘层是中空的，从而在所述同轴电缆内提供纵向通道；

其中所述同轴电缆还包括：

第一端子，所述第一端子电连接到所述内导电层并且穿过所述最内绝缘层延伸到所述通道中；以及

第二端子，所述第二端子电连接到所述外导电层并且穿过所述电介质层和所述最内绝缘层延伸到所述通道中；

其中所述第一端子和所述第二端子可被布置成与所述探针尖端上的所述第一电极和所述第二电极形成电连接，其中

所述探针尖端能够插入所述纵向通道中或穿过所述纵向通道插入。

2.根据权利要求1所述的灭菌设备，其中所述灭菌器械进一步被配置为能够从所述器械通道中延伸，以将所述射频电磁能量和/或所述微波电磁能量递送到位于所述器械通道的远侧端部处的生物组织中。

3.根据权利要求1或2所述的灭菌设备，其中

所述灭菌器械还包括用于将气体输送到所述探针尖端的气体导管，并且

其中所述第一电极和所述第二电极被布置成从所接收的射频和/或微波频率电磁能量跨从所述气体导管接收的气体的流动路径产生电场，以产生热等离子体或非热等离子体。

4.根据权利要求3所述的灭菌设备，其中所述同轴电缆具有从所述电缆的近侧端部延伸到远侧端部的内腔，其中所述内腔形成所述气体导管以用于将气体穿过所述细长探针输送到所述探针尖端。

5.根据权利要求3所述的灭菌设备，其中所述气体导管穿过所述探针尖端。

6.根据权利要求3所述的灭菌设备，其中所述探针尖端是等离子体施加器，所述等离子体施加器具有封闭的等离子体生成区域和用于将等离子体从所述等离子体生成区域中朝向所述器械通道的内表面引导的出口。

7.根据权利要求1所述的灭菌设备，其中所述探针尖端包括：

所述同轴电缆的所述最内绝缘层的延伸部；

所述第一电极，所述第一电极包括所述同轴电缆的所述内导电层的延伸部；

电介质圆筒，所述电介质圆筒放置在所述内导电层上；以及

所述第二电极，所述第二电极包括电连接到所述同轴电缆的所述外导电层的金属管。

8.根据权利要求7所述的灭菌设备，其中所述电介质圆筒包括所述圆筒的壁中的多个孔。

9.根据权利要求1所述的灭菌设备，其中所述纵向通道包括或包含所述气体导管。

10.根据权利要求3所述的灭菌设备，其中所述气体导管终止于刚性管或针中。

11.根据权利要求1所述的灭菌设备，其中所述探针尖端包括单块金属化电介质材料。

12.根据权利要求1所述的灭菌设备，其中所述探针尖端具有平行板结构，所述平行板结构包括：

基本上平面的电介质材料主体；

第一导电层，所述第一导电层位于所述平面的电介质材料主体的第一表面上，作为所述第一电极；以及

第二导电层，所述第二导电层位于所述平面的电介质材料主体的第二表面上，作为所述第二电极。

13.根据权利要求1所述的灭菌设备，所述灭菌设备还包括：容器，所述容器限定用于所述外科窥视装置的灭菌外壳；以及等离子体生成单元，所述等离子体生成单元用于在所述灭菌外壳内产生非热等离子体或热等离子体，以用于对所述外科窥视装置的外表面进行灭菌。

14.根据权利要求13所述的灭菌设备，其中所述容器包括用于接收所述外科窥视装置的控制头的腔室，并且其中所述等离子体生成单元包括用于包围所述外科窥视装置的器械管的环形主体。

15.根据权利要求14所述的灭菌设备，其中所述环形主体能够沿着所述器械管滑动。

16.根据权利要求1所述的灭菌设备，其中所述探针尖端还包括清洁刷。

17.根据权利要求1所述的灭菌设备，其中所述预先确定的速率小于每秒10mm。

18.根据权利要求1所述的灭菌设备，其中所述撤回装置包括：

电缆耦接元件，所述电缆耦接元件在所述细长探针的近侧端部处可操作地连接到所述细长探针；以及

电机，所述电机被布置成驱动所述电缆耦接元件，以引起所述细长探针与所述器械通道之间在纵向方向上的相对移动。

19.根据权利要求18所述的灭菌设备，其中所述电缆耦接元件能够相对于所述外科窥视装置安装在固定位置。

20.根据权利要求18所述的灭菌设备，其中所述电缆耦接元件包括多个辊，所述多个辊在它们之间限定用于接收所述细长探针的空间，所述辊被布置成夹住所述细长探针的外表面，由此所述辊的旋转引起所述细长探针的纵向移动。

21.根据权利要求18所述的灭菌设备，其中所述电机能够在正向操作模式与反向操作模式之间切换，其中所述正向操作模式适合于将所述细长探针穿过所述器械通道插入，并且所述反向操作模式适合于从所述器械通道中撤回所述细长探针。

22.根据权利要求18所述的灭菌设备，其中所述撤回装置还包括卷筒，所述细长探针可卷绕在所述卷筒上。

23.根据权利要求18所述的灭菌设备，其中所述电机能够与所述电缆耦接元件脱离。

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