CN207745186U - 具有电外科扩展电极的组织精确切割装置 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开了一种具有电外科扩展电极的组织精确切割装置。在装置前端区域使用薄弹性电极，其从位于装置顶端后向位置的轴向分布的槽扩展，槽的横向侧在临近于顶端的前部位置和后部位置之间延伸。电极通过向前压缩推进扩展以形成由临近于前部和后部位置的紧靠槽侧面支撑的拱形。通过切割输出电外科激励的电极可在其扩展和回缩到所述槽期间执行切割。这产生可有效包裹靶区组织的旋转动作。

Description

具有电外科扩展电极的组织精确切割装置

技术领域

本申请涉及用于组织活检的医疗器械，尤其涉及具有电外科扩展电极的组织精确切割装置。

背景技术

传统身体上病患或异常组织的切除被称为“有创的”。在执行有创外科手术中，六个世纪以来，操作者通常使用具有锐利边缘的工具，包括电外科形式。对于后者，由WilliamT.Bovie发展了电外科设备。这种早期的设备，其描述于 1931年公布的名为“电外科装置”的美国专利1813902之中，其后继者也在后续的年代被外科团队接纳，现有的版本称为“Bovie”。

对于传统切割方法，创伤通常发生于周边和正常组织。这些创伤比较显见，其他一些少见的创伤也见报道。已出现报道称传统恶性肿瘤的切除以及简单活检手术会产生“种植”效应，导致身体内肿瘤的扩散和转移。病人的不舒适和长恢复周期之外，还报道有侵入式外科手术伴生有免疫抑制期，这种状态会增加病患传播的风险。

已经并持续开展研究相比于传统外科手术更微创的方法，尤其对于肿瘤或组织异常的检测已经越来越精细。例如，现有成像系统(钼靶、超声、核磁) 可检测和定位毫米量级的小肿瘤或组织异常。当检测到肿瘤，例如，在乳腺中，可使用细针活检手术。回顾性调查确定约80％的活检组织为良性。当检测到恶性病患时，活检手术产生上述种植或转移的风险。切除较小的异常组织区不仅对患者产生创伤，而且相对代价高昂。后者的代价问题也存在于传统穿刺针活检手术。

特别当遇到小肿瘤或组织异常时，研究者往往寻求侵入更小、代价低以及创伤更少的手术方法。例如，若较小的肿瘤可在原位被生物损毁从而缺血或坏死，则该坏死组织区域将最终通过吸收而生理消除。

执行该小目标组织区域的原位毁损的一种方法是通过热作用到异常组织。该方法可冷却或加热目标组织到不可逆细胞死亡或坏死的温度。

后者的方法，引入热疗，通常是侵入性更少的方法。例如，通过感应、辐射、接触或基于joulean的技术加热生物组织。虽然这些热疗方法展现了对比高侵入性外科手术潜在的优势，但是已发现其使用的限制。基于感应的系统，其通过传递高频电磁辐射到组织来执行。其是通过在两个置于邻近患者皮肤的电极传递辐射来实现的。该方法的缺点在于相对大体积的组织到一定温度需要更多的时间。实践中，组织温度加热到比正常体温高6℃－10℃需要维持20分钟或更长才能产生坏死。该系统通常不允许定义组织体积。导致不充分坏死或延伸到周围正常组织的过渡坏死。因此，研究者寻求将组织加热与化疗或放疗结合。

间隙热疗已成为侵入式外科方法的重要替代。总体而言，已发展六种用于加热或冷冻组织的热疗模式，他们是：(1)射频加热；(2)微波加热；(3)激光加热；(4)超声加热；(5)低温冷冻。射频加热可分为直接或间接两种。后者间接方式涉及将金属丝或颗粒(可自动调整)放入目标组织，然后从外部施加射频场。

上述六种模式涉及组织内温度改变的两种方法的其中一种，即目标组织的传导和扩散或热量分布。传导是热从或到设备或仪器，其特征为慢过程，因为组织热扩散是慢现象。这不仅会造成较长的治疗时间，还是的最终创伤的大小和形状不确定。这种传导型模式包括：间接射频加热、激光加热以及低温冷冻。

对目标组织的扩散或分布热疗明显区别于上述传导型方法。该方法具有在相对短时间内将目标组织加热到所需要烧灼温度的潜在优势。烧灼过程涉及将目标组织加热到预设温度范围，在此期间产生不可逆细胞死亡。但是，手术过程展现了更多的信心，研究者还是遇到了实现阻碍。在这方面，对于微波或超声系统，烧灼的组织体积难以控制，因为这些手术依赖于从发射换能器或天线系统进入组织的组织加热辐射能量。其产生的损伤的精确大小取决与治疗时间以及目标组织对微波或超声的响应能力。这方面，研究者寻求在治疗区域放入一个或多个温度传感器或测量电阻来估计烧灼组织的范围以决定治疗的终止点。治疗精度问题就提出来了。有文献提出了直接测量组织阻抗。但这样的过程非常复杂且代价有些高。在扩散或分布加热方法中，电外科技术有希望对于靶区组织进行精确和可预测的烧灼，并加速该治疗进程。

电外科仪器通常工作于两种操作模式之一，单极和双极。在单极模式中，电流在相对小的主动电极和相距主动电极一段距离的大的回路电极之间传导。因为在单极模式中，组织中的电流密度相对于离主动电极的距离成平方下降，其治疗超过很小体积的目标组织都很困难，维持治疗的体积准确性也同样如此。尽管存在涉及表面的操作限制，单极设备作为电外科切割工具以及对于切割组织面的凝结还是颇为有效的。各种方法涉及不同的波形，但都和表面相关并涉及仪器顶端和组织间的电弧。

双极模式的电外科(joulean)加热涉及电流在相似表面积的两个电极之间的传递。为了烧灼目标组织，该电外科加热技术通过仪器实现，该仪器可将尖的柔性细丝或针状电极针扩展进入目标组织。这称作使用细针组织穿刺的机械系统，其对于单位电极长度需要小的表面积。这样，两电极件的可允许电流将受到显著限制，因为过大的电流密度将使得临近电极的组织立刻变得干燥从而破坏整个手术。这带来的影响是，因为临近电极的组织变干将展现非常高的电阻抗，其阻止进一步的组织加热并限制可有效烧灼治疗的组织体积。因为这个原因，细针技术对于大的病患需要10到15分钟的治疗时间。而且，细电极的温度监控和导电液的灌注会减少电极和周围组织间的阻抗。此外，针突出机制已显示其扩展比较困难，操作者没有关于细电极探针位置的想要信息。例如，这些丝在插入目标组织过程中因各自柔性不同和异常组织密度特性的不同而偏斜。使用传统成像系统来观察和辨认位置则由于电极微小的表面积而受到阻碍。这样，这些成像系统“看”不见这些电极。因此，目标组织要么是欠治疗，要么是治疗手术延伸到临近的正常组织，即，其侵犯到了目标组织之外。治疗精度再次成为问题。

研究者还求助于通过失活或对靶区组织进行氧气和养分的血管中断来破坏或控制肿瘤。所带来的细胞死亡或坏死可伴随身体的自然吸收。如之前，当这种肿瘤管理的通用方法有希望，使用微创方法控制靶区肿瘤的实践将仍然是难以捉摸的。

在所有远程引导手术中，执行靶区组织切入的过程是困难的。当切口那些没有侵犯靶区组织二仅仅延伸到其周边是，该困难尤其成为证据。

高控制和精确RF电外科切割希望享有多个超越诸如组织血管隔离话题的外科应用。例如，对于各种心律失常的治疗已经使用基本血管内导管引导单极电极。该治疗涉及使用单极电极到致心律失常性心肌位置以执行分立区域的心肌消融。虽然该治疗已经呈现高治疗效果，但治疗过程有些粗糙，心脏内壁的组织受到损伤直到产生的坏死组织消除或阻塞了异常传导路径。RF导管消融术还已用于治疗室性心动过速、心房扑动、异位性房性心动过速、窦房结折返，虽然成功率较低。这些技术还在演进，显然的是，用于精确形成已知和小尺寸的控制线性病灶的技术将呈现治疗中的优势。

实用新型内容

本申请涉及使用电外科扩展电极对组织和组织内进行精确切割的系统和装置。该器械所使用的电机在其相对于两个间隔开的支撑位置扩展动作期间可电外科激励。通过使用两个这样的位置，该器械的设计利用拱的内在结构完整性。为了实施该方方达，薄的弹性长形电极安装于支撑成员的前端区域内，使得其远端固定到器械上，而其纵向向后延伸。在前端区域内，该电极在扩展槽内延伸，其侧边转而延伸于临近器械顶端的前部位置和后部位置之间。扩展槽的侧边结合基于压缩安装布置作为拱形形成的结构支撑邻接，该拱形当电极通过向前推进进入压缩稳定的拱形而外向扩展时产生。这样，就形成了高稳定压缩电极拱形配置以及可重复和可靠的分布，其基本可不变形，该变形可能在执行电极切割的动作通过阻止推动电极的侧向范围期间可能发生。

本系统所达到的精度和重复性对于执行诸如肿瘤的靶区组织执行包裹血管隔离手术具有重要的应用价值。因为拱形电极电外科激励在其扩展和收缩时都能切割，这些机能的结合以及相对简单地随器械前端区域转移使得在器械部接触靶区组织的情况下可产生这些组织的血行阻断。使用本系统，诸如肿瘤的典型靶区组织通过提供具有像一段橙子的包裹组织形状坏死切割面的切割来分离。使用本系统对几何模式切割的理想重复性使得使用关联电外科发生器的凝结输出可迭代该过程。这样，靶区组织的血行阻断或供血中断可通过消除可能发生的出血而增强。通过在几分钟内，分离的组织奖开始细胞死亡，在一段时间后，人体的自然功能可吸收之。

达到的精确切割还使得由拱形电极执行的包裹切割所形成的界面内进行阻碍的精确定位或放置。除在所述切割界面精确放置阻碍物质或流体之外，该阻碍将保证靶区组织完全从周边重要或健康组织分离到限制任何新血管化速率的程度。结构上电极配置的鲁棒安装还使得其通过切割界面拉起膜状阻碍护罩以执行所述附加的靶区组织分离。

在后面的披露中，各种器械的实施例的描述中毒将引用术语“阻碍”。该阻碍组件可为化学药剂，功能是通过增加血管新生必须跨越的坏死组织的死亡使血管再生放慢。选择适合局部管理的坏死药剂，可包括化疗药剂以及酒精等。术语“阻碍”在物理意义上还用于通过使用可吸收网格或膜、胶以及各种抗粘附阻碍来放慢血管再生的速度。各种阻碍剂和设备将在下面讨论。

电极系统的精确性和稳定性还引导其应用于心房扑动的电外科治疗。在这一点上，不使用现今实践的相对不控制的电外科消融，拱形电极可包含仅血管内心脏导管的顶端以用于靠着内心壁在横向截取要中断的再进入电流的电流路径位置。电极在电外科激励以通过切割组织侧边来执行精确线性切割扩展，提供作用为中断电流路径以避免心房扑动的坏死组织界面。实际上，该治疗达到对心壁减小的损伤。

本申请的其他目的将在某种程度上是显而易见的，并且将部分在下文中呈现。本申请因此包括系统和装置，具备结构、元件和部件的结合，其在下述详细披露中例证。为了对本申请的本质及目的进行深入理解，可使用附图进行参考。

附图说明

图1为本申请系统一个实施例的仿视图；

图2为图1所示器械前端区域的仿视图；

图3A-图3E为图2中沿面3-3的剖面图，示出用于图2器械一系列血管分离机制；

图4为显示电外科切割波形和电外科发生器凝结波形输出的图；

图5为图1所示器械前端区域的仿视图；

图6A-图6C为图5沿6－6平面的剖视图，示出图5器械另一种机制安排；

图7为图1所示器械的前端区域的局部剖视图，示出其中的电极在收缩状态；

图8为图7沿8－8平面的剖视图；

图9为图7沿9－9平面的剖视图；

图10为图7沿10-10平面的剖视图；

图11为图7沿11-11平面的剖视图；

图12为图1所示器械前端区域的剖视图，示出电极在扩展状态；

图13为图1所示器械的基座区域的局部剖视图；

图14为图13沿14-14平面的剖视图；

图15为本申请系统所使用的控制组件的电气框图；

图16为根据本申请器械前端区域的示图，示出存在表面安装的回路电极；

图17为根据本申请器械的前端区域的局部剖视图，显示双电极配置；

图18为图17器械前端区域的示图；

图19A-19C为图18沿19-19平面的剖视图，示出使用图18器械执行的动作过程；

图20为本申请器械实施例前端区域的剖视图，示出在模体中的电极扩展；

图21为图20沿21-21平面的剖视图；

图22为图20沿22-22平面的剖视图；

图23为图20沿23-23平面的剖视图；

图24为本申请器械另一个实施例前端区域的剖视图，示出模体中的扩展电极；

图25为图24沿25－25平面的剖视图；

图26为图24沿26－26平面的剖视图；

图27为图24沿27－27平面的剖视图；

图28为本申请器械另一个实施例前端区域的剖视图，示出模体中的扩展电极；

图29为图28沿29－29平面的剖视图；

图30为图28沿30－30平面的剖视图；

图31为图30沿31－31平面的局部剖视图；

图32为图30沿32－32平面的局部剖视图；

图33为根据本申请器械另一个实施例前端区域的仿视图；

图34为图33沿34-34平面的局部剖视图；

图35A-35E为图33沿35-35平面的局部剖视图，示出可由图33器械使用以的一系列操作；

图36为本申请器械另一个实施例的前端区域的仿视图；

图37为图36沿37-37平面的剖视图；

图38为本申请器械另一个实施例基座区域的局部剖视图；

图39为根据本申请器械另一个实施例基座区域的局部剖视图；

图40为图36所示器械顶端区域的局部剖视图；

图41为根据本申请器械另一个实施例的前端区域的仿视图；

图42为图41沿42-42平面的剖视图；

图43A-43D为图41沿43-43平面的局部剖视图，示出一系列操作；

图44为示出根据本申请器械另一个实施例前端区域定位的心脏腔室的剖视图；

图45为图44沿46-46平面的局部剖视图；

图46为本申请器械另一个实施例前部区域的局部剖视图；

图47为图46沿49-49平面的剖视图；

图48为图46沿50-50平面的剖视图；

图49为图46沿51-51平面的剖视图。

具体实施方式

本申请的高精密和可控电外科切割特征对微创外科手术具有特别的可应用性。使用切割组件可达到切口精确性，在其操作期间可控制尺寸并产生其结构稳定性。对于后者而言，该器械使用拱形的内在结构完整性。细切割电极的两个位置支撑使得外科切割手术可执行于更短的时间。在其使用的一种模态中，小肿瘤，例如，具有小于半厘米的直径，可由诸如钼靶和/或超声发现，不经过传统的活检手术。该肿瘤或异常，80％为良性。当使用诸如针式活检的活检手术时，若肿瘤是恶性的，就存在种植风险。使用本方法，肿瘤或异常的周边使用细丝状器械并通过使用电外科切割来进入，该小异常区域可血管性分离。特别地，该分离造成的供血中断会引起所包裹的组织内部在数小时内因缺少氧气和养分完全细胞死亡。接着，在一段时间内，人体可吸收死亡的组织。与传统活检手术相比，该手术所使用的小型器械相对比较便宜，而且非常微创。为了保证有效的供血中断，表面凝结或电热的优先表面沉积还可执行为后续的步骤或使用“混合”波形以同时达到电外科切割和表面凝结。另一种保证供血中断的方法提供了电外科切割界面上的阻碍层的形成。该层可为流体或膜形式。

参见图1，10总体展示了本申请执行血管分离模态装置和系统的一个实施例。系统10包括定制电外科发生器和控制布局12，12具有前面板部14，在下端有三个连接接收插座16、17和18。在后者两个插座的上部是纸带20，其向外延伸穿过槽，在槽的后面放置有打印机组件(图未示)。在22－25所示的面板14上通过选择性点亮的发光二极管(LED)提供视觉提示。最后，发生器组件12的后面是产生声音提示信号的音频格架28。

示出具有连接器34的控制组件线缆32延伸自插座18的电气连接到总体示于40的本申请设备或切割和烧灼装置。可见设备40包括总体示于42的伸长支撑成员，其在顶端44和基座或后区域46之间。本实施例的基座区域46配置以连接到用于手动定位设备40的可移除手柄36。顶端44向内伸出的是前端区域 48，其沿纵轴50自顶端44延伸，且在插入模式操作期间，设备40的前端区域置于邻近要烧灼组织的为之。在这一点上，顶端44和支撑成员42未插入到目标组织而是进入到邻近目标异常组织的正常或健康组织中。

可见从前端区域50的扩展部向外伸出的是具有拱形配置薄弹性电极54。在将设备40放置进入或从组织中移除期间，电极54在前端区域50的扩展部内回复到窝状取向。对于本实施例而言，电极54的启动以及回缩是通过总体示于56 的启动组件完成的。

可见手柄48支撑控制按钮型开关58和60。这些开关使用于使用诸如外科切割电流、凝结专用电流或该两种电流的混合启动电极54。作为备选或补充方案，可提供远程开关。在这一点上，连接器组件线缆62显示具有连接器64，其插入与发生器组件12的插座16通信。线缆62延伸到总体示于66具有脚踏启动开关68和70的的脚踏型双开关。

回到手柄组件48，如发光二极管(LED)的视觉提示设备可如总体示于72 提供。电极54在电外科切割和用于凝结目的期间以单极方式操作。为了提供这种形式切割的回路，如74所示提供了传统的病人回路电极。具有扩展表面积的电极74施加到患者体表并可见通过线缆76延伸到连接器78连接到电外科发生器12，连接器78转而插入到插座17内。

当组件12上电后，控制组件执行设备40某种形式的电询问。在这方面，电外科切割电流波形将峰峰电压在500到3500伏的范围内变化。该变化取决于丝状电极54的横断面尺寸和形状。实际上，电外科切割牵涉到集中度高或局部的能量沉积和相关组织加热到产生细胞液汽化的足够水平。这产生细胞壁的破裂以执行“切割”。在另一方面，最优的凝结波形配置不是为了切割而是沉积电能在组织的表面。凝结波形呈现相对更高的峰值因子，其配置有相对高但短的脉冲，其后为衰减波形。组件12执行的混合工作模式结合正弦电外科切割波形和凝结波形，总体而言，电极54的尺寸和拱顶值与靶区组织一致变化。对于绝大部分，该尺寸很小，即直径范围小于2cm。因此，本申请的理想方面是提供器械40内的基于点参数的代码，其可由与发生器12关联的控制系统征询。在代码组件征询后，例如，点亮LED22以表示系统已经就绪。然后器械40的前端区域50置于患者体内临近靶区组织的周边或边界。通过踩下开关66的脚踏开关68，或启动手柄48上的开关58，初始化电外科切割手术。当这些发生时，发生器12内的控制系统点亮LED23以显示“上电”状态并通过网格28发出初始第一频率的独特声音，例如在800－1000Hz范围内。操作者接着启动设备40 的启动组件56以通过电外科切割电极向外扩展手术的周边以执行靶区组织的包裹血管分离，转移，并在切割时电极回缩。这样，电极54的选择以及实际上的支撑部42在靶区组织尺寸在手后就确定了。

看图2，其详细显示了器械40的前端区域50。图2中，可见电极54位薄弹性丝，其从外向开放的扩展部或槽80延伸为拱形。槽80从前端位置82延伸到后端位置84，并临近于该前端和后端位置处，电极54分别由绝缘柔性管或套 86和88绝缘。这些套86和88结合槽表面形成两个间隔开的邻接用于结构性支撑电极拱。该拱形结构上产生强度，因此，需要尺寸完整性以用于电极54受支配的切割运动的转移弧形成轨迹。电极54通过向前推进从其槽80内的压缩回缩窝状位置扩展以产生外向运动，横向地到达纵轴52以形成所示的外向紧靠拱形。在该过程中，电外科切割电流施加到电极上，使得其实际上“切割”其路径进入扩展状态。该相同的切割动作在器械50和电极54通过如曲线箭头90所示绕纵轴52旋转和通过电机54的回缩以选择靶区组织血管分离位置期间继续。组织的完全包裹通过如图3A-3E所示的机制图的连续电极54来达到。

看图3A，其示出通过前端区域50的剖面，当其交于电极54在其完全扩展后所形成拱的拱顶处。图中，电极54顶位置以相同标号示出。该图还揭示槽80 以及导向组件92的剖面。电极54已经扩展到顶半径R1，并已经完成到如切割指示线94所示的该半径范围的电外科切割。该切割线94将留在健康组织内胆临近靶区组织102的周边。为了执行对这些组织的包裹，器械前端区域50将如所示成角度，角度指示为θ＝0。电极54的扩展，使得其拱顶越过靶区组织102 的“顶”。看图3B，完全扩展的电极54继续激励从其角度位置θ＝0，器械前端区域50绕轴52旋转以描绘如切割指示线96示出的弧形切割表面，电极54现在在角度位置θ＝θ1及在继续外径R1。在该位置，电极54将切割靶区组织102 并留在与其对侧临近的位置。看图3C，当前端区域50在角度状态θ＝θ1时，其朝向扩展部80回缩，如切割指示线98所示执行电外科切割。但是在电极54 在槽80完全变成窝状之前，回缩停止。在该位置，电极将在健康组织内并临近于靶区组织102的最后或第四边。所图中所示，当其角度保持为θ1时，其径向位置可标识为R2。

下一个动作示于图3D中，其中当保持径向距离R2时，电极54前端区域 50从角度θ＝θ1旋转到初始角度θ＝0，通过如切割指示线100所示的最后切割完成全部包裹血管分离。该电外科切割手术所示的体积像一段橙子。注意在图中，电极54现在维持在切割指示线94并在径向上位于槽80的上方。图3E揭示电极54进入槽80的最后回缩已在准备，以用于从其临近于靶区组织的位置移除器械50前端区域。已经血管分离的该组织将在数小时内呈现细胞死亡，并被人体吸收。有利地，示于图3A到3E动作期间所产生的蒸汽(即煮沸的细胞水分)沿器械40的圆柱形表面120之间的界面逸出，对临近圆柱形表面120的组织进行加热和烧灼，因此进一步减小了针迹转移的可能性。

结合本过程给予操作者一个附加的选项。在这点上，电极54切割动作的轨迹可在临近于电外科切割即在切割组织界面上执行凝结时重迭代。替代地，切割本身可通过电外科发生器12操作的混合模式实施，使得切割动作与凝结动作结合。此外，器械科配置以如切割指示线94、96、98和100所示的组织界面处表达烧灼流体、阻塞流体或扩展阻塞护罩。该过程的附加抑制了临近切割组织表面的血管再生的速率。可观察的是，电外科切割方法是一个产生坏死表面特性的方法，其抑制或使得血管再生放慢。

看图4，其示出了曲线110的正弦形式，用于描述传统电外科切割波形。因为这种连续波形，产生持续弧，在弧的冲击点上产生上述局部密集的加热和细胞破裂。这产生了切割效应。110处通过波形达到的好的切割经常在传统电外科方法中伴有出血。12处的发生器提供如图中112处所示的凝结模式的操作。注意这是在较短间隔内具有高峰峰值电压偏差的高衰减波形。该波形不是切割系统但是提供电热的优先表面沉积以产生局部凝结。所述混合操作结合示于110 和112的输出。

本系统的基本应用涉及乳房肿瘤和异常组织。对于本系统，当这些肿瘤很小，例如，直径小于1cm并经常，具有仅仅几个毫米的直径范围时，3A-3E所示的手术操作对于外科医生可删减。看图5，器械40的前端区域50以如图2所示的相同方式示出，但是为6-6的剖面。对于该删减手术过程，器械前端区域 50的操作结合图6A-6C示出。看图6A，在将前端区域50置于临近于靶区组织 104的一侧之后，示于θ＝0的角度，电极54扩展以形成拱形，并用电外科电流激励。穿过健康组织但临近于靶区组织104的切割指示线示于114，延伸到表示电极54拱顶配置半径的径向距离位置R1。接着，如图6B所示，前端区域50 绕纵轴52旋转通过角度θ＝θ1以描绘切割指示线116所示的切割表面轨迹，其延伸越过或绕开靶区组织104周边范围的顶边。在该动作完成时，达到角度位置θ＝θ1。图6C示出在表面116切割完成后，电极54全部回缩且如切割指示线118 所示激励以用于电外科切割。回缩进入扩展部或槽80内的完全窝状。但是，前端区域50的圆柱形表面120将切割很少的临近组织，尤其是，通过区域50的旋转。总体而言，这对于引起血管分离和所产生的细胞死亡是足够的。当然，也可在该删减的过程中使用坏死流体、阻塞流体或护罩。在电极54回缩到扩展部或槽80内的其窝状之后，前端区域50从临近于靶区组织的位置移除。

参见图7，其揭示了器械40的前端区域50的剖视图。图中，顶端44配置有环形肩122，期插入到管状支撑成员或套管42的前端。顶端44配置为通道锥，用于穿过(经皮)患者组织。位于顶端44后方的是圆柱形电绝缘电极啮合块124，其具有后向面对圆柱形开口126，该开口可粘附地接收电极54和关联电绝缘套 86。

再看图8，剖视图揭示了上述电极啮合块124以及其上形成的开口126。此外，还揭示了电极54和绝缘套86的剖视图。

回到图7，其示出了电极54用于插入模式期间在回缩或窝状，在该模式中器械40移动到临近靶区组织的位置。该状态也在移除模式中使用，该模式中器械40在血管分离手术后移除。该图还揭示圆柱形导向组件92，其作用是支撑电极54，以及在其扩展开始时提供外向偏置。在导向组件92内延伸的是管状流体管路128，其具有位于扩展部或槽80内的流体出口130。出口130的位置使得输送自管路128的阻塞流体可从其传递并与临近分布的电外科切割组织表面接触。

再看图9，其揭示了导向组件92处支撑成员42的剖视图。可观察到组件 92处的导向部或槽80配置为形成于组件124中的向内圆形截断梯形长形切口。图9还揭示了阻塞流体输送通道128的横断面。显示该支撑成员42具有外径 D₁。回到图7，可见电极54向后延伸，于是与固定在柱状空腔132中的电绝缘套88滑动啮合。空腔132从柱状电绝缘电极和管路支撑136的外表面134向后延伸。导向136配置有通道或腔道138，电极组件54可滑动通过该通道或腔道。固定在支撑42的内部140内，导向136还形成具有用于支撑流体管路128的圆柱形通道142。

马上参见图10，其提供了邻近电极导向136的临近面134的上述特征的剖视图。图中，可见柔性绝缘套88固定于柱状空腔132内，电极54在套88以及通道或腔道138内可滑动。该图还揭示通道142支撑管路128。

看图11，其画出了图10中所示部分后向的剖视图。图中，揭示了延伸穿过电极导向136的通道或腔道138。电极54穿过通道138的可滑动性可由他们之间的环状空隙144看出。该图还显示前述通过通道142对流体管路128的支撑。

参见图7和图12，其示出了电极扩展系统的操作。总体而言，电极54可由诸如钨、钼、铌、钶、钽、钒、钛、镍、钴、铁、铂、锆、铜或包含上述金属一种或多种的合金、不锈钢或导电聚合物或塑料的导电材料制成。电极54通过使用启动组件机械向前推进其反抗如示于块124中128的前部连接压缩而扩展。当该压缩移动发生时，电极54受到除82处电极扩展部或槽位置外所有位置的横向移动的限制。这样，电极54将向外变形以形成拱形结构，实际上横向向外移动到纵轴52。为了保证横向移动是向外的，对于当前实施例，导向组件92提供电极54上的初步外向导向或偏离。参见图12，显示模体中的电极54在其插入和移出模式的窝状取向，并已移到形成如54’所示的位置。绝缘套86和88 的绝缘功能从该图中为显然。外向扩展的范围依赖于电极组件54的前向移动范围。在这一点上，启动电极54以向前移动“拱形形成距离”。对于本系统的大多数应用，这将是表示拱顶最大扩展的距离，如结合上述讨论的半径R1所示。可观察到使用当前器械设计可达到扩展电极54'的重要结构完整性。压缩中的丝拱在临近分隔开的前向位置82的横向支撑邻接和后部位置之间形成。这样，可由操作者在结合图3B、3D和6B所述的旋转动作期间施加扩展电极54'上的增强横向压力而不使得拱形变形。该特征有益地缩短了切割手术所需要的时间并增强了药包裹组织的可预见性。图12还揭示从示于146的流体出口130传递阻塞流体。该阻塞补充了电外科切割过程导致的热坏死层产生的阻塞效应。这样，血管再生就进一步延迟了。阻塞流体可提供为组织密封剂或胶和/或坏死剂。在这一点上，可使用酒精、透明质酸铁或氮、氧羧甲基几丁糖凝胶或溶液。

参见图13，其以剖面方式揭示了器械40的基座或后部区域46，其与支撑成员42耦合。看图，可见支撑成员42余圆柱形前端外壳150在中央分布的圆柱形开口152处连接。圆柱形开口152从圆形前端面154延伸到内腔156。可见支撑成员42的后端紧靠形成于开口152内的肩158。静态电极导向136延伸到基座区域46，其具有后部面160。通过电极导向136延伸的是电极54滑动分布于其中的前述通道或腔道138。静态导向138作用是滑动保持电极54并限制其仅做纵向运动。

安装在电极导向136的后部面160内的是管状刚性绝缘支撑套162。滑动保持电极54，套162以悬臂方式后向延伸滑动进入电极驱动块164内。在这一点上，块164内的通道或腔道166可滑动接收套162。注意套162终止于168。但是，电极54延伸越过通道166内的终止点168到电极驱动块164的后部面170。块164由绝缘材料形成而电极54连接到块的后部面170，可见于联结172。可通过导电粘合剂或焊接实现连接。电耦合到电极54联结172的是柔性电抽头 174。抽头174配置成松延展方式以提供“松散”以在电极系统启动后允许其前向平移。

电极驱动块164滑动安装于支撑成员42的后向空腔176内，且其位置由操作者控制。在这一点上，驱动块164的前进或退回通过一个方向或另一个方向方向旋转柱形控制把手178来执行，以执行电极54的扩展和回缩。把手178具有柱状轴承面180，其可滑动位于支撑成员42的外表面之上。在其安装位置，螺旋槽182延伸穿过并缠绕支撑成员42。穿过该槽182延伸的是槽履带销184，期放射状地安装于把手178内。履带销184的里端滑动啮合电极驱动块164内后向形成的矩形环状凹槽。为槽履带销184内外向偏离而弹性安装的是膨胀或止动成员188。通过所示的布置，操作者对把手178的旋转将产生相对于把手 178和块164向前启动方向或退回方向上的平移。这在销184循迹于螺旋槽182 内时发生。块164的移动驱动电极54向前或向后。把手178的最大前向移动示于模体的178’处。实际上，该平移的距离为前述“拱形形成距离”。为了便于把手178在中间或增量位置沿螺旋槽182轨道的定位，190-193处的凹槽形成于槽 182内，这些凹槽190-193通过止动成员208可释放啮合。通过外向延伸自柱形齿轮表面180的定位把手178内196处的环形槽来提供进一步的稳定性。在该槽内，定位有O环198。该O环198与支撑成员42的外表面的摩擦啮合将增强把手178定位的稳定性，因此也增强了电极54定位的稳定性。

如上所讨论，在扩展期间，电极54的物理移动和回缩中，电外科切割形成电流可从抽头174施加。此外，在过程迭代期间，凝结电压和电流波形可从该抽头施加。前述两个波形的“混合”可从该抽头施加。

腔156内的抽头延伸到连接器针200阵列，其延伸自连接器安装块202内的安装处。阵列200的3个连接针可见于图13。在这点上，针204提供电外科切割形成电流和电压或所述“混合”输出。相应地，针206提供用于凝结的电流和电压。注意连接器204通过跳线208与连接器206耦合。针206还通过前述线174耦合到电极54。因此，通过电外科发生器12控制特征所具有的控制逻辑，连接针206通过来自于连接针204的电流进行电外科切割期间开路。相反地，连接针204在从针206释放凝结电压和电流期间开路。在210处示出了阵列200中可选连接针。如电连接到支撑成员42的柔性抽头212所示，该连接可用于施加外科回路到支撑成员42，或者在所示的位置或者在更靠前的位置，例如临近前端区域50的分立回路或附加电极。

手柄48可移除地耦合到包括外壳150和连接针块202的组件，并从块202 的后表面214向后延伸。连接针阵列200的对侧延伸穿过面214，外壳160延伸如壁216上的开放右柱形，带来了公座安排。因此，器械40可插入到手柄48 的配合母座上以通过线缆32(图1)连接到发生器和控制组件12上。这样，可向各种器械40提供手可操作的手柄48。手柄组件48在218处收缩以可插入到由壁216形成的柱形接收腔体。收缩部218与柱状插座支撑块220连接，该块包含示于222的电针接受器。这些接受器对应阵列200的连接针。在所示的针接受器中，针接受器224提供与针210的连接并用于从抽头226耦合电回路。针接受器228用于提供单极电外科电流和电压或“混合”输出，并可见其与输入抽头230连接。最后，针接受器232从输入抽头234传递凝结电流和电压。阵列222的针接受器向前延伸到针插座支撑块220的前表面236以提供与阵列 200相应连接针的连接。

为了提供关于电极扩展及所想要电参数的电外科发生器控制的自动调整，可使用阵列200处的连接针以达到编码之目的。这些附加控制功能示于图14及前述阵列200的针连接器。在该图中，连接针238和240用于与电编码元件242 的电路连接。元件242可为，例如，电阻、电容或电感，其侦听发生器和控制布置12处的控制系统以识别用于电外科组织切割手术的电压和/或电流设定和限制，特别对应于54处电极的功能物理特性。

回到图13，阻塞流体输送管路128延伸进入腔176内并通过支撑成员42伸出。当其伸出时，其连接到配件250，例如，各种适合于与传统皮下注射器连接携带阻塞流体的配件。这样，该注射器表示储液罐形式，其中流体可手动加压以用于沿管路128输送并在流体出口130(图12)传递。流体输送管路128可由诸如不锈钢或硅形成。该图结合图12还标识了尺寸L₄，其标识整个支撑部的长度。

参见图15，显示了系统10的外科发生器及关联控制组件的方框图。总体而言，系统的后者特征用于对设备40内携带电参数的编码进行解码。然后，作为对操作者开关启动的响应，当操作者启动电极进入手术位置或烧灼位置时，发生器提供单极RF电外科切割电流到器械40的电极54。如结合图3A-3E以及 6A-6C所讨论的，该切割动作在电极54诸如旋转开始操作的扩展期间以及回缩以对靶区组织进行血管分离期间开始。该使用电极54的切割过程可结合施加凝结电流和电压迭代，可选地，切割电流和凝结电流可结合。

看图，在块252处示出了射频(RF)切割电流以及“混合”输出电外科发生器功能，而在块254处示出了射频(RF)凝结电流电外科发生器。前述连接器接受插座16连同线缆62及延伸自脚踏开关66的连接器64再次呈现。类似地，连接器接受插座17连同连接器78及延伸到远程病人回路74(图1)的线缆76再次呈现。延伸自手柄部48的线缆32，与设备40耦合，连同多针连接器 34和多针连接器接受插座18再次呈现。

与连接器34关联的输入和输出连同终端块256显示出来。终端块256处的输入和输出与描述于图14的连接针是关联的。因此，终端块256处每个连接器位置可由图14中设置的以上标形式呈现的连接针数字识别来辨认。再者，连接器块256包括用于手柄组件48上所包含的接口功能的总体表现。在这点上，终端258与示于图1的开关58电关联，该开关给控制系统以信号来开始电外科切割操作或“混合”操作，其与脚踏开关66的开关68的操作类似。终端259关于手柄48的开关60是可操作的并提供凝结电流输出。终端260关于手柄48的开关60操作指定并提供凝结电流输出的产生。终端260指定成激励手柄48上阵列72处的LED，其对应于发生器组件12所示LED23处的“激励”输出。终端258-260各自通过箭头264-266与控制逻辑电路262关联。类似地，脚踏开关组件66的开关68和70的输出通过箭头268引入到控制逻辑电路262。

通过上电开关(图未示)上电后，控制逻辑电路262执行一系列过程，预期由操作者执行开关启动。如箭头270和272分别显示地那样，控制逻辑电路，特别地，执行对RF电外科切割/混合发生器252及RF电外科凝结发生器254的控制。但是，作为发生器252输出初始电外科切割电流的前置条件，该控制逻辑电路262响应箭头274和块276处所示的解码电路的信号选择输入。解码电路276转而通过抽头278和280响应通过终端238’和240’所产生的解码电参数条件。这表示路程结合图14所描述的编码元件242的讯问。在执行关于来自解码电路276输入的切割电外科发生器252的性能配置之后，控制电路262启动块282处所示的显示功能，如箭头284所示。显示282提供前述的声音输出，以及表示“系统就绪”状态的在22处的LED点亮。LED25在上述解码过程中点亮。逻辑电路262，如箭头286所示，施加控制信号到块288处所示的固态切换网络。其提供开关的闭合功能，其显示于S1和S2，其将输出和回路线290 和292与延伸到隔离变压器298的主输入端的线294和296分别耦合。变压器 298用于将患者与射频发生器及控制系统12隔离，并且将RF切割源252与凝结源254隔离。变压器298的次级绕组的输出提供于线300和302并引入到块 304处所示的高滤通滤波器的输入端。滤波器304进一步减少低频信号的幅度，例如，20KHz以下的频率没有滤波可导致患者体内神经和/或肌肉的不必要刺激。例如，可能对心脏内的自然或植入起搏器的信号引起干扰。电路的回路组件，在离开高通滤波器304后，如线306所示通过插座17与示于74(图1)的远程病人回路耦合。相应地，高通滤波器304的输出如线308处所示，引入到终端 204’并因此通过线缆32引入到连接针204用于以传导，通过跳线208和抽头174 引入到电极54(图13)。当施加了该电流和电压波形，操作者将旋转控制把手178并如结合图3A-3E以及图6A-6C提供电极54的扩展。如在图13中连同连接针210所讨论的，作为另一种方式，回路可由支撑成员42所支撑的回路电极产生。该电关联示于虚线310。

完成如结合图3A-3E及6A-6C所示的包裹切割手术后，操作者释放之前按下以执行功能的开关58或68。接着，再迭代凝结过程，开关60和70之一闭合以开始凝结模式的操作。通过该闭合，控制逻辑电路262通过激励显示功能282 以响应来提供前述的声音提示，并点亮图1中可见的“上电”LED24以及手柄 48上的LED。RF凝结电外科发生器254得以启动产生信号，如箭头286和块 288所示，闭合如S3和S4所示的开关。该闭合将线312和314与相应的线316 及318耦合，其引入到隔离变压器320的主绕组。变压器320提供前述连同变压器298的隔离功能。隔离变压器320的次级绕组通过线322耦合到转而延伸到连接器17的线306上的电外科回路。如之前，作为一种替代方式，器械回路可如虚线310所示那样使用。隔离变压器320次级的第二输出提供于线324上，该线延伸到与滤波器304执行同样功能的高通滤波器326的输入端。从滤波功能326，电压和电流提供于线328，其转而延伸到终端206’。如结合图13所示，终端206’通过线缆32及关联抽头234与延伸到电极54的接受针232、针206 和抽头174电关联。

支撑成员42可由各种材料制成，取决于其实现。在这点上，其可为后面实施例所描述的刚性。此外，电外科切割方法可同诸如导管的柔性支撑使用。该柔性组件可通过导向管输送或为可转向的并与类似于柔性血管内和内窥镜系统使用。用于形成支撑成员的材料可为，例如，诸如不锈钢的金属、合成橡胶材料、塑料或诸如陶瓷的无机材料、玻璃/陶瓷或玻璃、未填充的塑料或填充塑料或诸如挤压成型的纤维增强复合材料。为精确定位靶区组织之目的，前端区域或工作端50可包括增强其图像对比度的涂层、涂覆或部件。例如，可使用涂覆或部件为放射成像标记，这样，在该部件的表面置有铂带。此外，诸如空心微球涂层的超声造影剂可置于该区域。当器械最普遍的用法是结合小的靶区组织时，靶区组织的尺寸可能不一样，设备40的某些部件的尺寸可能在一定范围内。在前述的图中，这些变化的尺寸已通过L₁-L₅、D₁和D₂图示。结合图10和图12 描述了L_x，更具体的，结合图12和图13则关于L₄，后者图示出启动组件56 回缩状态的该尺寸的端子。上述几何参数的范围在下表中(所有尺寸的单位为英寸)

在执行示于图3A-3E及6A-6C手术的过程中，在电外科切割期间，面对电极54的组织温度可能高于100℃，且切割效应，如上所述，产生细胞损伤，因此多数组织中包含的水分子开始在该温度下蒸发。因为在该阶段过渡期间的体积大幅度增加，形成气泡产生机械破裂和组织碎片的热分解。这些切割动作非常局部，因此，术语“切割”适合描述它。水的大汽化热(2253KJ/kg)是有利的，因为所产生的蒸汽带走了过度的热量并帮助阻止临近组织温度的进一步升高。电极54产生所形成“切割”的流体将增强用于表面凝结目的的电连接。

如上结合图13和图15所讨论的，描述于图1的74的远程回路可置于器械前端区域的表面电极取代，更具体地，当其可提供和患者组织的回路接触时。看图16，在340处示出了这样的器械适应性。如之前，器械340包括延伸到通道锥顶端344的支撑成员前端区域342。槽状扩展部346延伸在前部位置348和后部位置350之间。扩展于邻接形成位置之间的是薄弹性电极352，其由槽状扩展部346结合电绝缘套354和356支撑。绝缘安装于支撑成员前端区域342表面之上的是表面电极358。电极358功能是替代远程电极74(图1)。

参见图17，在360处示出了本申请使用两个电极器械的实施例。图中揭示了器械360支撑成员364的前端区域362。区域362延伸到配置具有环状肩368 的顶端366，该肩插入到管状支撑成员或套管364的前端内。顶端366配置为通道锥以用于穿透(经皮)患者组织。位于顶端366后部的是圆柱形电绝缘电极啮合块370，其具有两个后向面对圆柱形开口372和374。开口374接收并粘附地固定内电极376的远端以及前向分布的内电极套378。电极376延伸通过长形扩展槽380并由其紧靠支撑。如之前，槽380平行于前端区域362的纵轴382 从前部位置384延伸到后部位置386。内电极376在外向扩展拱形形成状态，延伸于电绝缘套388滑动啮合，该套转而固定于柱形腔390中。腔390后向延伸于圆柱形电绝缘电极导向和管路支撑392内。特别地，电极376滑动延伸于长圆柱形腔394内，其转而如结合图13所述的方式延伸到器械的基座区域。上电极396位于扩展槽380内，径向上在内电极376之上。在这点上，电极396在柱形腔372内与绝缘套398粘附啮合。电极396示于其扩展拱形形成分布，可滑动地延伸通过柔性电绝缘套400。套400由形成于电极导向和管路支撑392中的腔402的侧边支撑。腔402延伸为柱形腔404到器械360的基座区域。

位于扩展部380内并形成槽组件的是导向组件406，其如之前所述，功能是支撑电极376和396前部位置384和后部位置386。导向406稍向外偏离电极 376和396以促进其在向前压缩推进以创建拱形时外向扩展。如之前，阻塞流体可从扩展槽380由通过导向406延伸到出口410的阻塞流体管路408传递。通道408当其延伸到器械360的基座时配置成如图13所示的模式。

图17显然的是，电极376形成的拱形的顶尺寸或高小于电极396拱形响应的顶高。看图18，器械360前方在其前端区域362再次结合纵轴382和表示前端区域关于轴382旋转的箭头412示出。使用所示的双电极，执行靶区组织血管分离的手术可就所需要的时间有改进。每个电极376和396维持本申请拱形的内在结构完整性，以改进该手术涉及的时间元素。如在之前实施例中，在手术期间，电外科切割电流施加到外电极396上，并施加到内电极376至少一个切割使得达到对靶区组织的完全包裹。该过程在图19A-19C中的机制图示出。

看图19A-19C，其示出了通过前端区域362的剖面，其与电极376和396 在完全扩展时在由其形成的拱顶处相交。图中，电极376和电极396拱顶的位置以相同标号示出。该图还进一步解释扩展槽380以及导向组件406的剖面以及支撑成员362。图19A中，电极396已经扩展到拱顶半径R1并完成对由切割指示线414所示的径向范围的切割。该切割指示线414将留在健康组织中但临近于靶区组织106周边范围。为了执行对这些组织的包裹，器械前端区域362 将置于所示并由角度指向θ＝0的角度位置。电极396的扩展使得其越过靶区组织 106周边范围的“顶”。此外，电极376在由切割指示线414示出的切割组织界面内扩展到R2所示的径向位置。该位置使得，在电极376旋转后，其将穿“低”靶区组织106的周边范围。看图19B，完全扩展的电极376和396继续激励，前端区域362如箭头412(图18)所示旋转到角度位置θ＝θ1。电极396将保持径向距离R1，电极376将保持径向距离或扩展R2。但是，电极396产生弧状切割穿过由切割指示线416所示的靶区组织106的“顶”。同时，电极376执行有弧状切割指示线418所示的电外科切割。参见图19C，最后的动作由激励在径向角度状态θ＝θ1时的电极396和376执行。这将产生切割指示线420和422。

参见图20，其揭示了创建具有诸如大约0.125英寸相对小外径的本申请实施例。器械的前部区域示于430，形成实体的一部分，与管状支撑成员432相反。形成支撑成员432的材料可与其预期使用一致来选择，可为柔性或刚性。本图中示出刚性安排。前端区域430延伸到通道锥状顶端434。如图21-23所示，支撑成员432和其前端区域430是统一的或完整形成，并具有绕纵轴438分布的圆柱形外周。与该轴438平行从临近于顶端434的固定区域440朝向器械基座延伸的是长外向打开的槽442。如见于图21-23，槽442具有对侧分布的边444和446，期延伸到槽底448一个槽深的深度。整个结构的外周，除了顶端434之外，迄今所讨论的涂覆由电绝缘涂层450。位于临近槽442底面448位置的是薄弹性长电极452，其具有延伸于固定区域440内的远端454。看图20和21，可见远端454位于刚性不锈钢管456内，其外周电绝缘，例如，使用覆盖临近于顶端434的管前端的两层热缩套。该涂层示于图21的458处。当如图21所示槽442在其表面上完全电绝缘时，涂层458可免除。电极452粘接与管456内，而管456转而通过位于固定区域440内管456上面的槽442内的前端保持组件 460保持在位。管456以及固定区域440延伸到图20的462处前部位置。如见于图22中，电极452继续从前部位置462通过示于464的扩展槽区域延伸到后部位置466终结区域464。从后部位置466到器械的基座，如上述实施例中，电极452可滑动地通过实现为不锈钢管或通道管468的刚性支撑通道延伸。如见于图23，在电极452的外表面和通道管468之间存在环状间隙。此外，通道管468包括在电绝缘热缩套472(图23)内。当器械提供示于450的统一涂层时，图23中472处以及图21中458处的热缩套可免除。但是，在固定区域440中，电极452的外远顶端必须与顶端434绝缘。但是，当提供了这些热缩套，扩展槽区域464内的绝缘优选地由诸如商品名为“Kapton”芳族聚酰亚胺制成的薄膜板提供。该通道管468由后部保持组件474保持在槽442内。该后部保持组件474以及前部保持组件460还通过置于周边436的热缩套涂层保持在槽442 内。组件460和474的保持可使用热缩套方法(图未示)或通过使用医用级胶。如之前，电极452通过向前推进压缩来扩展以产生对于纵轴438横向的向外运动，进入示于图20中的模体452’中的外向依靠拱形。如之前，该拱形452’从临近于前部部位462和后部位置466的槽442侧边产生的支撑邻接延伸。电极452 通过向后推进以向槽442运动回缩到其窝状或插入和移除模式。

图24-27揭示了对应于图20-23但包含结合槽442的阻塞流体输送通道的实施例。这样，当这下一个实施例的组件重现时，其以相同的标号标识但以上标形式。在图24中，430’的前端区域示为支撑成员432’的组件并延伸到顶端434’。支撑成员432’为圆柱形并绕纵轴438’分布。器械的圆柱形外周示于图25-27的 436’处。在固态柱形支撑成员432’内延伸的是示于480的长槽。如之前，槽480 沿纵轴438’从临近顶端434’的位置向基座区域延伸。该槽配置具有对侧分布的槽边482和484(图25-27)。如图24和25中所示，在固定区域440内并延伸到扩展槽区域464’的大约中点处，槽底486配置具有对应于图21-23所示的深度。但是，如图24和26中所示，该深度在扩展槽区域464’内仅延伸到图24中488 处的输出位置。在位置488的后部，槽深具有见于图24、26和27中槽底490 所示的更大尺寸范围。本实施例中，临近槽底490的是实现为不锈钢管492的阻塞流体输送通道。如之前，槽480和支撑成员外柱形周边436’通过电绝缘表面或涂层450’提供。但是，该涂层可由结合图20-23的薄膜或热缩套实现。管路 492从结合图13示出的基座区域处的远程流体输入延伸并终结于输出位置488。注意在图24中，该输出向外弯曲以促进流体从扩展槽区域464’的传递。

电极452’远端454’，如之前，延伸于刚性管456’内，如图25所示其涂覆有电绝缘热缩套458’。电极远端454’粘附地保持在固定区域440’内的管456’内。管456’转而可粘附性地保持与区域440’内并进一步由位于槽480内的前端保持组件460’保持，通过关456’延伸到前部区域462’(图24)。类似方式，电极452’可滑动地保持在实现为不锈钢管的通道468’内。该可滑动性可由图27的间隙 470’看出。如之前，团468’可涂覆电绝缘热缩套涂层472’，尤其当外部电绝缘涂层450’没有沿槽480的侧边和底提供时。如之前，管492和468’的组件可由后部保持组件474’保持在槽480内。

电极452’由向前推进压缩来扩展以形成示于图24中模体452”处前部位置 462’和后部位置466’之间的拱壁拱形。通过向后推进电极452’执行回缩以将 452”处的拱形转换成452’处所示的窝状。

参见图28-32，其揭示了器械实施例的一个优选安排。图中，揭示了柱形支撑成员502的前端区域500具有固态结构，区域500的圆柱形绕纵轴504分布。前端区域500延伸到尖顶端506。从与纵轴504平行的端表面508向后朝基座区域延伸的是矩形断面示于510的长槽。看图29-32，槽510配置具有在对侧分布槽边512和514之间形成的槽宽。边512和514延伸到均匀深度的槽底516，其可转而延伸到器械的基座区域。固定于槽510内的是示于518的保持插入，其可提供为统一注入成形电绝缘聚合物组件。保持插入518的前部建立示于图28中520处的固定区域。再看图29，保持插入518形成具有具有对侧分布内边表面522和524的外向开口电极接收通道，其延伸初始通道深度到拱形通道底526。在底面526上粘附固定的是长形薄弹性导电电极528，其保持在区域520以不予支撑成员502的前端区域500的材料电关联。位于底面526进一步由矩形断面的粘附保持前端保持组件530固定，其从端面508延伸到前部位置532(图28)。保持插入518后向从通道扩展区域534内的前部位置532延伸。这里延伸到通道底面526的通道深度减少以形成示于528的双锥形轮廓，其呈现在536处中央区域534的最小尺寸。从位置536，该锥形轮廓在后部位置538处回到示于图 29中526处的初始深度。位置538表示通道扩展区域534的后端。该位置上的通道深度对应于通道深度526，且该位置上相应的底面可见于图28中540处的 31。

图28和32揭示电极528可滑动地安装于刚性、管状金属通道内，该通道具有周边分布的可实现为聚合物热缩套并示于图32中544处的电绝缘涂层。电极528可滑动地置于通道542内，其还可见于图32的环状间隙546。图28和 32进一步揭示槽510支撑刚性管状阻塞流体导管或输送通道548，其还粘附地固定到通道542。流体输送通道548从如结合图13所述在基座区域的流体输入延伸到可见于图28中550的流体输出。注意流体输出550的前边缘延伸超过后部位置538。图31揭示通道形状的保持插入518的侧壁内向逐渐减少，使得通道548环状断面512的柱形壁在通道边的外表面上延伸。该延伸具有相对短的距离，用于保证阻塞流体进入通道扩展区域534并当电极528扩展成示于图28 和31中528’处模体中的拱形时不被电极528阻塞之目的。为了允许该扩展，保证阻塞流体传递进入扩展区域534，管状流体输送通道512开槽以当电极528从其后部位置538扩展时接收和支撑电极528。图31揭示外向开口槽552具有对应于电极528外径的宽度，以提供对其的结构支撑并进一步提供可见于图31中的对侧分布弦状通道出口区域554和556。

如前述实施例中，电极528通过向前推进压缩扩展以产生对于纵轴504横向地外向运动到弯曲其成为如图28和31中528’处模体中所示的外向依靠拱形的程度。

如上所述，由于使用本申请器械执行的电外科切割形成了组织界面有些坏死的表面，唤起了用于接收阻塞或坏死流体的分立形成通路。这样，该界面内的阻塞或坏死流体的位置基本精确以提供完整但对组织界面限制包覆的更大保证，以有益地减缓穿过该界面的血管再生的速率。在切割切面定位该阻塞或坏死流体的精度可由将阻塞或坏死流体传递与切割电极的位置关联进行增强。在本申请的一个实施例中，电极形成具有内流体传递腔和一个或多个形成于扩展区域电极内的流体出口。

参见图33，在560处示出本申请使用具有内流体传递腔电极的器械实施例。器械560支撑成员564的前端区域562示于图中。区域564延伸到通道锥状顶端566，其后方为槽状扩展部568。薄弹性电极570从槽状扩展部568扩展成拱形。为支撑和从支撑成员564电绝缘电极570，电极570在前端区域涂覆有柔性电绝缘鞘572并可滑动地插入到相应鞘574的后部位置。相对于电极570径向正交的是流体出口阵列，其部分揭示于576。看图34，电极570形成具有内流体传递腔578，流体出口或孔的阵列再次示于576。在所示的安排中，阵列示为电极顶部、底部和四个侧边的线阵，侧阵列出口由示于图中垂直分布的阵列取代。流体传递腔578与结合图7、12和13所述的阻塞流体输送管路流体传递连通。所使用的出口576的数量依赖于多个液压相关因素并可变化。有趣的是，当用作阵列时，扩展示于570的电极所需的压力降低了。

图35A-图35E示出用于操作器械560以执行给定周边范围靶区组织血管分离的过程。如之前，这些图表示沿如结合图33剖面35-35所揭示的电极570拱形顶的剖面。该剖面机制图结合组织580示出。在每个图中，电极570的适合剖面结合扩展部槽568和支撑成员564的前端区域562示出。图35A中，器械 560的前端区域562已经位于临近于靶区组织580周边范围的健康活组织内。扩展槽568已经在角度位置θ＝0处，其中前端区域562的表面部临近于组织580 称为“底”的位置。槽568角度取向以扩展电极到临近于组织580称为一边的位置。于是，电极570电外科激励进入切割模式，并扩展到半径R1所示的位置。电外科切割已经如虚切割指示线582所示进行。在该电极位置，电极570的电外科激励中断，阻塞或坏死流体从流体出口576传递到，实际上，填充了由示于582的切割产生的组织界面。该填充由填充界面轮廓584示出。

电极570然后再次被激励，器械560的前端区域562旋转到示于图35B的角度位置θ＝θ1处。电极570保持在径向距离R1并创建由切割指示线586示出的拱形切割。在图中所示的位置，电极570的电外科激励中断，且使得阻塞或坏死流体从出口576流出以填充由切口586处的参与组织示出的界面。该填充由填充界面轮廓588示出。

参见图35C，其示出可电外科激励电极570的另一个机制，其当前端区域562在角度θ＝θ1并同时朝向由切割指示线592示出的扩展槽568回缩。该回缩可终止于槽588上方的位置。在该位置，现在是指定的径向距离R2，电极570 的电外科激励可中断，切割592产生的界面可充满由填充界面轮廓594示出的阻塞或坏死流体。两种可选机制中的任一种可在手术的该位置执行。

一个这样的可选机制，如图35D所示，可选择用于相对大体积的靶区组织。图中，下一个机制是旋转端区域562从靶区组织580下面的角度位置θ＝θ1到θ＝0的位置。该旋转因此使电极与切割指示线584相交，由虚切割指示线596 示出。在位置570，电极570的电外科激励可中断到其终止手术且由阻塞或坏死流体回填的切割组织界面由填充界面轮廓598示出的程度。电极570然后在扩展槽568内完全回缩。

操作者的另一个选项结合图35E示出。该过程典型涉及较小靶区组织的血管分离。图中，在示于切割指示线586的切割完成且如588处所示的切割界面填充后，电极570回缩到扩展部槽568内的位置，例如，到电极与支撑成员表面590对齐的位置。该切割机制由虚切割指示线600示出。槽所述电极570的位置，切割600所产生的组织界面由阻塞或坏死流体回填，如填充界面轮廓602 所示。填充界面600的过程还可从扩展槽568内的电极570完全回缩状态执行。

因为支撑成员564插入到临近于靶区组织580的“低”边的位置，机械切割可在柱形表面590处的“底”边看到。阻塞流体填充切口600的动作将填充表面590和组织之间的界面。该填充还可连同示于584结合手术初始切割步骤执行的填充发生。

参见图36，其揭示了另一个器械适应性，用于传递本申请系统产生挂车电外科切割组织界面内传递阻塞或坏死流体。图中，支撑成员612的前端区域610 延伸到顶端614。临近于顶端614，开始于前部位置616的是槽状扩展部618，其延伸到后部位置620。支撑成员612绕纵轴622对称分布，如之前，可滑动地支撑薄弹性电极624，其具有固定到临近于顶端614的支撑成员612上的远端，且其通过电绝缘套626与成员612电绝缘。电极624可滑动地通过电绝缘套628 延伸，其可见通过临近于后部位置620的扩展槽618延伸。在上述模式中，当从器械操作的插入模式扩展时，电极624压缩地推进成拱形。替代地，电极624 通过向后推进从器械基座的临近区域回缩。对于阻塞流体流出实施例图，阻塞流体输送管路以滑动地安装于支撑成员612内的流体输送通道内来提供。该电绝缘管路的柔性输出部延伸到位于大约扩展部618中点的阻塞流体出口632。管路部630通过一系列电绝缘并耐热薄带634-636耦合到电极624的下面。通过所示的安排，管路组件630可通过电极624压缩扩展的同时向前推进来扩展。替代地，管路组件630可由柔性材料制成，允许其拉伸到所示的状态。当器械设计用于较小体积且电极624平移的纵向范围非常有限时，后者的方法变得比较可行。导向和支撑在扩展期间以及由槽618侧表面产生的回缩期间提供给管状组件630。通过这样的安排，出口632将位于给定电外科切割的中点以促进分散在切割动作终止时产生的电外科切割界面内的阻塞流体。可在带634-636上提供一些完全以允许柔性管状组件630绕电极624的下边旋转，从而使得其当执行横向旋转或回缩动作时“跟随”电极。但是，在回缩期间，扩展槽618的侧表面在其接近完全窝状时将使得管状组件630再采用示于图36中电极下边的状态。适合形成带634-636的材料，可为，例如前述的“Kapton”材料。

前端区域610以及电极624和关联管状组件630的动作仿效结合图35A-图 35E所述的动作。初始动作示于图37，其中电极624已经扩展到径向角θ＝0，且已经产生由虚切割指示线638示出的电外科切割。在这点上，电极624已经径向扩展相对于示于640的靶区组织一侧的标识为R₁的距离。管状组件630已“跟随”电极624到拱顶的位置。如所述，该过程然后如结合图35A-图35E所述那样继续。

需要对器械前述46处的基座区域进行某些修改以适应图33和36的阻塞或坏死流体输送实施例。这些修改分别结合图38、图39-图40示出。当该基座区域的特征与图13中标识的保持一样时，其在这些图中以相同标号标识但以上标形式。看图38，器械40’包含支撑成员564，其在基座区域46’处耦合到可移除手柄48’上。启动组件示于56’。对于本实施例，但是，电极导向和管路支撑，现在标识为650，延伸到后部面652并固定于支撑成员564内部。电极570(来自于图33)可滑动地从前端区域沿支撑通道654延伸，本质上，从后部面652 进入圆柱形开口152’中。如上所述，电极570形成具有后向延伸到圆柱形开口 152’内的电极流体输入658的内流体传递腔656。电极570固定到电极驱动块660 并通过其延伸，且支撑该驱动块以防止旋转。这样，通过旋转启动圆柱形控制把手178’，电极驱动块660将向前驱动，转而，驱动电极570向前拱形形成距离。

为了将阻塞流体供应给电极流体输入658，提供内流体传递腔656、示于662 的阻塞流体输送组件。组件662包括柔性管664，其通过通道666延伸于前基座外壳150’内。管664的一端连接到流体输入668上，一部分“松弛”的管子在室156’内折叠或卷绕以适应所述块660的运动。管664终止于配件668，其配置用于与阻塞液体储液罐连接，例如，可提供为流体填充皮下注射器。

对于图36的阻塞流体输送实施例，基座区域46’示于图39和图40中。图 39中，基座端区域46’包括支撑成员612的后部，其延伸到前基座外壳150’。电极导向和管路支撑，现在示于670，可滑动地延伸于通道572内。通道572转而延伸到前端区域610(图36)。如在图13的实施例中，刚性套162’与通道572 耦合并延伸对滑动安装于支撑成员612内的电极驱动块674进行滑动支撑。电极624固定到驱动块674的抽头连接器和粘接位置172’上。这样，如在图13实施例中，把手178’的启动向前以及向后压缩移动电极。支撑670还包括流体输送通道676，其中有可滑动的流体输送管路678。管路678延伸通过驱动块674 并固定于其上，从其后部面出到管路流体输入680。

阻塞流体从示于682的阻塞流体输送组件引入进入输送管路678管路流体输入680中。如之前，组件682包括柔性输送管，例如，可由示于684的硅制成，其延伸通过流体输送通道686进入腔156’中并与流体输入680连接。管684 具有延伸长度或为“松弛”，使其适应于驱动块674的前向运动。配件688连接到管684的对侧端，其用于与诸如皮下注射器的流体阻塞储液罐连接。

前端区域610示于图40中。在这点上，柔性外部或管示为连接到流体出口 690的分立组件630。通过这样的安排，出口690与电极624运动同时通过流体输送管路678向前运动。该扩展运动增强了柔性管630相对于其悬空带634-636 的伸缩性，允许其“跟随”电极624。槽扩展部618的侧边，特别地，在回缩和扩展期间支撑和重新对齐电极624下的管630。

延缓血管再生的阻塞功能可通过薄或柔性膜或具有外向扩展边缘的护罩实现，其在扩展拱形电极后面牵引。参见图41，其示出支撑成员702的前端区域 700包含该实施例。支撑成员702的前端区域700为圆柱形并关于延伸到通道锥状顶端706的纵轴704对称分布。槽状扩展区域示于708，其延伸于前部位置 710和后部位置712之间。薄弹性电极714示出在其拱形扩展形状，其从与突出于前部位置710的电绝缘套716固定关联处延伸，并与临近于后部位置712的柔性电绝缘套成可滑动关系。由缝合线状连接到电极714底边的解剖上可吸收的连接器阵列720悬浮的是薄柔性膜状和解剖上可吸收的阻塞护罩722。该护罩 722的外边缘724通过揭示于图42中的安排保持在临近与电极714底边的位置。看图，电极714具有内部分布的腔726以及低端分布的长形槽728。电绝缘连接杆730连接到阵列720每个连接器的一端，其对侧端通过护罩722临近于其外边缘724处开螺纹。该护罩722可由类似于使用于制造诸如乳酸/羟基乙酸共聚物族聚合物的可吸收缝合线的可吸收材料制成。该护罩722的内部分布部可卷绕，例如，在自由旋转的芯轴(图未示)之上。在其中护罩722实际上已经包裹靶区组织的过程之后，电极714将回缩，具有环状切割缘734的圆柱形切割成员732朝向并穿过前部位置710滑动以沿扩展槽708在临近于支撑成员702 表面的位置切割护罩722。

参见图43A-43D，其顺序示出图41器械的优选机制安排。如之前，该图示出沿电极714产生的拱顶的前端区域700的剖视图。图43A中，该器械在插入模式，前端区域700已经插入到临近于示于736的靶区组织的活组织内。前端区域700的角度位置指定为θ＝0。看图43B，电极714电外科激励进入切割模式，并扩展成具有如R1所示拱顶半径的拱形，膜状护罩722已经从其支撑成员 702内在电极714后的存储位置回退。这产生沿靶区组织736一侧到径向范围 R1的切割轨迹，其中电极714可在靶区组织736顶部上通过支撑成员702的前端区域700旋转。看图43C，当支撑成员702的前端区域700旋转到位置θ＝θ 1时，电极在半径R1处保持扩展，而电极714电外科激励以执行从其在扩展槽 708内的储存位置拉动护罩722的拱形切割。注意当该旋转动作从角度位置θ＝0 执行到θ＝θ1位置时，该护罩722已经拖拉穿过支撑成员702的圆柱形切割表面740。这样，护罩722置于还没有电外科分离的组织切割表面上。如图43D 所示，电极714然后电外科激励并回缩进入扩展槽708内，再次沿其切割轨迹拉动其后的护罩722。图43D，切割成员732向前推进以从与支撑成员702的连接处切割护罩722。

当想要在靶区组织736下面执行电外科切割时，初始的机制是要扩展电极 714到前述半径R2(图19B、19C)并执行如从θ＝0到θ＝θ1旋转的包裹机制。

如上面披露可显然看出的是，阻塞流体或坏死剂到产生于电外科切割的组织界面的传递可通过各种器械模态达到，从在对靶区组织进行包裹分离后从扩展槽附近简单传递流体到在电极关于产生界面移动轨迹过程中传递流体。应该记住的是上面讨论了两个附加或附属方法。在这点上，一个这样的方法是使用“混合”电外科输出，其在切割组织界面上执行切割和凝结。可通过使用用于激励电极的电外科发生器的凝结输出重迭代整个包裹过程来达到类似的结果。

参见图44，心壁的剖面示于840，其具有心内心壁表面842。壁表面842将覆盖示于844的诸如左或右心室的心室。该图示出再进入电路846的路径。在执行本申请治疗模态中，心内导管852(图45)配置以包含具有本申请器械改变的前端区域854的顶端。这将包括所述扩展区域槽848和薄弹性电极850，当电外科激励以执行由在其前部和后部位置之间的薄电极形成的电外科切割时，其可通过从导管的基座区域操作成拱形可扩展压缩。导管852及其变化的顶端可经皮插入到患者并血管内导向到室844内的位置。器械顶端的扩展区域槽部示于848，其当电外科激励以提供使用形成组织界面的阻抗时，其已扩展电极 850成拱形。再看图45，再进入电路846，如上所述，是相对窄或分立的电流路径，而导管852的电极850扩展成拱形，其已电外科切割穿过心肌842并越过电路通道846的位置。导管852引导其前端区域854临近于心脏内壁表面842，使得扩展槽或部848延伸穿过或环抱路径846的区域。导管852和前端区域的定位由如手术传统使用并示于间隔开的位置856和858处的两个定位表面电极执行。这样的定位由远程观察修改电气参数，诸如由再进入电路846引起的电阻变化。通过本申请，但是，需要将扩展槽部848放置在临近于心脏壁表面848 的合适位置。这通过在前端区域854提供表面电极860和862来达到，其具有有限的圆周范围并与扩展槽部848对齐，其可以电极856和858类似的方式响应，但仅当槽848充分临近于壁842时。然后执行心壁840的横向切断。槽和电极850的横向度数简单依赖于中断再进入电路路径846数量以有效获得正常心脏功能的需求。该中断，例如，由通过坏死组织界面而产生的再进入电路路径内的阻抗形成来达到。该过程可使用对电极850进行传统电外科切割激励或使用“混合”切割动作来进行。

参见图46，在900处示出包含优选结构的器械的前端区域。区域900包含导电圆柱形支撑成员902，例如，其可由不锈钢制成。该成员902绕轴904对称分布并延伸到整体形成或尖通道锥型顶端906。通过支撑成员902延伸的是长孔 908，其终结于端面910。如在前述实施例中，支撑成员902包含沿轴904从前部位置914延伸到后部位置916的支撑成员912的槽状扩展部912。延伸于孔 908内的是长弹性导电电极918，其远端固定于孔908的固定区域922内。在这点上，电极918的远端优选地于端面910紧靠固定。在优选布置中，远端920 的固定通过基于正交卷曲过程执行。看图47，四个压缩卷曲压痕示于924-927，其分别产生压缩连接928-931。

如在之前的实施例中，电极918通过向前压缩推进从扩展部912扩展以形成诸如模体中的918'所示的拱形。再看图49，槽状扩展部912内的电极918在槽状扩展部912内稍向外弯曲。在这点上，注意，当沿槽状扩展部912延伸时，电极在孔908的底面934上方延伸。电极918还从孔908内的后部位置916向后延伸。该可滑动关系在图49中由环状间隙936示出。

电绝缘层分布在支撑成员902的外表面上，如938所示。注意，层938覆盖顶端区域906并在槽状扩展区域906上延伸。该涂层的延伸示于图48中的940 处，其在扩展槽侧表面942上延伸，并在944处延伸在扩展槽侧表面946上。类似地，图46揭示绝缘涂层在948处的后部位置916上和在950处的前部位置 914上延伸。合适的电绝缘材料为商品名为“Parylene”的气相聚合适形涂层。绝缘材料938具有大约0.0002英寸到0.020英寸的厚度，优选地在大约0.0005 英寸到0.003英寸的范围内。

以上内容是结合具体的实施方式对本申请所作的进一步详细说明，不能认定本申请的具体实施只局限于这些说明。对于本申请所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本申请构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换。

Claims (5)

1.一种具有电外科扩展电极的组织精确切割装置，其特征在于，用于切割呈现给定周边范围的靶区组织的切割，包括：

电外科发生器，具有电外科回路，响应第一控制输入产生执行电外科切割的第一输出；

支撑成员，具有外表面并沿纵轴在基座区域和顶端区域之间延伸，具有沿纵轴从所述顶端并可定位于插入模式延伸到临近于给定周边范围位置的前端区域，所述前端区域具有临近于所述顶端的扩展部，所述扩展部包括外向开口的槽，所述槽沿所述纵轴延伸于前部位置和后部位置之间，具有槽宽并内向沿对侧分布的槽侧边表面延伸，所述支撑成员在所述插入模式后续可关于所述纵轴旋转，所述支撑成员包括位于所述扩展部内所述前部位置和所述后部位置的中间位置的导向组件；

电极，为薄弹性电极，具有延伸于所述前端区域的扩展部的槽内在插入期间延伸的扩展部，可扩展以外向移动于所述扩展部前部位置和后部位置之间到临近于所述周边范围的外向包裹位置，然后通过所述支撑成员可沿所述周边范围旋转并可回缩以向所述扩展部移动以外科分离所述靶区组织，所述电极具有远端，所述远端固定到所述支撑成员临近于所述前部位置的远端，并可从所述槽，横向于所述纵轴外向移除，当扩展时，呈现朝向所述包裹位置扩展的拱形，并配置以在扩展或回缩时形成紧靠支撑临近于所述前部位置和所述后部位置的槽侧面，以当所述支撑成员关于所述纵轴旋转时支撑所述扩展部，所述电极在所述插入模式期间与所述导向组件成自由紧靠外向偏置关系；

启动器组件，沿所述支撑成员从所述基座区域延伸，与所述电极耦合并可启动通过向前压缩推进电极产生扩展以产生到所述包裹位置的外向运动，并通过向后推进产生回缩以产生朝向所述扩展部的内向运动；

控制组件，与所述电外科发生器和所述电极电连接，可与所述电极扩展、旋转和回缩同时启动，以产生所述第一控制输入和施加所述电外科发生器的第一输出到与所述电外科回路电连接的所述电极。

2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，其中：

所述电外科发生器响应第二控制输入以产生用于执行电外科凝结的第二输出；

所述控制组件对应于所述电极扩展和回缩的重复动作可启动以产生所述第二输出和施加到与所述电外科回路电关联的所述电极的所述第二输出。

3.如权利要求1所述的装置，其特征在于，其中：

所述电外科发生器响应第三控制输入以产生用于执行电外科凝结的第三输出；

所述控制组件对应于所述电极扩展和回缩可启动以产生所述第三输出和施加到与所述电外科回路电关联的所述电极的所述第三输出。

4.如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括：

回路电极，安装于所述支撑成员之上，当所述电极扩展和回缩时，所述外表面的组件在与组织电耦合的位置；

所述控制组件配置以将所述电外科回路与所述回路电极耦合。

5.如权利要求1所述的装置，其特征在于，其中：

所述支撑成员包括从所述基座区域附近延伸到在所述前端区域的流体输出的流体输送通道。