CN219000547U - 射频消融电极及射频消融系统 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开一种射频消融电极，涉及医疗器械技术领域，主要包括内循环结构和外部灌注结构；所述内循环结构能够使供液装置中的冷媒介质到达所述射频消融电极的工作端，以对所述射频消融电极的工作端及周围的病灶组织进行冷却，并能够使所述冷媒介质流回所述供液装置；所述外部灌注结构能够使所述冷媒介质通过所述射频消融电极的工作端上的微孔到达病灶组织。本实用新型还公开一种包括上述射频消融电极的射频消融系统。本实用新型能够增加工作端周围病灶组织的电导率，降低工作阻抗，还能够扩大冷却范围，避免病灶组织碳化，从而扩大消融范围。

Description

射频消融电极及射频消融系统

技术领域

本实用新型涉及医疗器械技术领域，特别是涉及一种射频消融电极及射频消融系统。

背景技术

消融是一种微创手术，分为化学消融和物理消融；临床常用物理消融，物理消融包括射频消融、微波消融、冷冻消融、超声消融、激光消融等等；射频消融是较为成熟且常用的消融方式，射频消融主要用于人体组织器官结节、阻塞、肿瘤等疾病的治疗；射频消融治疗是将消融电极穿刺到病灶部位，释放射频能量，使病灶部位细胞温度升高，发生变性，最终使病变部位组织坏死，通过人体正常代谢吸收清除，达到消除结节、疏通阻塞、消除肿瘤的目的。射频消融治疗需要配套射频消融系统，包含射频消融仪和射频消融电极。

随着健康体检的普及，被检测出肺结节的病例逐渐增多，相反，治疗肺结节的手段还非常有限，存在较多不足。目前，治疗肺结节的主要手段有手术切除、射频消融、微波消融；其中，手术切除创伤大，费用高，无法多次治疗。

微波消融相对于手术切除，创伤小，费用低，但微波针存在以下缺点：

(1)微波消融所采用的微波针通常为陶瓷针尖或铜表面镀特氟龙的针尖，针尖普遍较钝，无法经皮穿刺，需要用破皮针破皮后再穿刺；在进行肺穿刺时，肺结节较硬，正常肺组织较软，针尖钝，无法直接精准穿刺到病灶中心，需要多次定位穿刺，从而容易造成肺出血。

(2)肺结节消融前通常需要定位取活检，为减少穿刺时间和穿刺次数，临床通常先通过同轴针穿刺到病灶组织，将活检枪沿着同轴针套管进入病灶取活检，然后消融针沿着同轴针套管直接穿刺到病灶组织，进行消融，最后进行针道消融，这样可以避免取活检通道的针道种植以及针道出血风险，因此要求消融针较细，才能通过同轴针套管，同轴针套管不能太粗，太粗容易造成气胸，所以需要较细的消融针，而微波针的直径较大，并不能很好地适用于肺结节消融。

(3)微波消融原理决定了发射端天线本身会发热，特别是工作端附近特征阻抗变化后，微波发射端就会发热严重，导致套在发射天线上的陶瓷针断裂脱落，工作时针尖有断针的风险。

而射频消融需要形成电流回路，肺组织中多为肺泡，电导率不高，采用单针进行射频消融时，常规冷循环射频消融单针只有内循环冷却系统，即冷媒介质从储液罐到达外针管，然后通过内循环冷却系统回到储液罐，而无冷媒介质进入病灶组织，射频消融针工作端周围多为肺泡，导致工作端与肺组织实际接触面积小，初始工作阻抗高，射频消融主机阻抗识别系统识别组织初始阻抗高，导致主机功率不输出或输出功率小，即使有输出，也需要很高电压才能保证输出；又由于与工作端实际接触的肺组织较少，导致与工作端接触的少部分肺组织可能会产生快速碳化，能量传递不出去，形成恶性循环，病灶在影像下体现为未消融或消融范围不大。

常规射频消融灌注单针只有灌注系统，即液体介质从储液罐到达外针管前端并进入病灶，增加组织导电性，而无液体介质回到储液罐，无法对工作端进行有效冷却，导致工作端上的注液孔在消融时因血液凝固、组织碳化造成部分注液孔的堵塞，堵塞的注液孔没有液体流出，引起急剧碳化，消融范围小，未堵塞的注液孔流量增大，造成液体介质喷射，消融形状不规则，容易消融到周围的正常组织。

目前，为了降低射频消融电极的工作阻抗，通常会选择增加消融电极与肺的接触面积。而在临床中，常采用爪针增加消融电极与肺的接触面积，具体地，如图1-图2所示，爪针包含子针101、内针管102、外针管103、绝缘层104、针尖105，多枚所述子针101焊接在所述内针管102前端，所述内针管102外套设有所述外针管103，所述外针管103前端为所述针尖105，所述针尖105做斜口开刃，所述外针管103外套设有所述绝缘层104，所述针尖105裸露，用于消融前皮肤、组织穿刺和消融后针道消融；穿刺时，子针101位于外针管103内，穿刺到病灶后，将子针101推出外针管103，子针101在病灶内展开，再进行消融。

虽然采用爪针能够在一定程度上增加消融电极与肺的接触面积，但爪针存在以下缺点：

(1)外针管需容纳多枚子针，导致外针管直径较大，而外针管针尖为子针出口，镂空，常做斜切口，因此针尖锋利度差；外针管直径大，锋利度差，造成肺结节穿刺困难。

(2)由于子针多，影像下不能同时看到每一个子针的情况，存在某个子针损毁正常组织的风险。

(3)子针在肺结节中展开时，因为肺结节较硬、阻力大，可能导致某两个以上子针不能均匀展开，消融时，子针未展开的部位形成镂空状态，导致消融不彻底。

(4)爪针主针及各个子针通常不带冷循环功能，消融后容易造成组织粘连，导致子针收回困难。

可见，目前采用爪针增加消融电极与肺的接触面积，从而降低工作阻抗的方式，存在上述多个缺点，临床应用效果较差；因此，亟需提供一种新的方式，来降低射频消融电极的工作阻抗。

实用新型内容

本实用新型的目的是提供一种射频消融电极及射频消融系统，以解决上述现有技术存在的问题，能够增加工作端周围病灶组织的电导率，降低工作阻抗，还能够扩大冷却范围，避免病灶组织碳化，从而扩大消融范围。

为实现上述目的，本实用新型提供了如下方案：

本实用新型提供一种射频消融电极，包括内循环结构和外部灌注结构；

所述内循环结构能够使供液装置中的冷媒介质到达所述射频消融电极的工作端，以对所述射频消融电极的工作端及周围的病灶组织进行冷却，并能够使所述冷媒介质流回所述供液装置；

所述外部灌注结构能够使所述冷媒介质通过所述射频消融电极的工作端上的微孔到达病灶组织。

优选的，所述内循环结构包括内针管和外针管，所述外针管套设于所述内针管上，且与所述内针管之间形成流体通道，所述流体通道内能够通入所述冷媒介质，所述内针管内设置有能够通入所述冷媒介质的内针管流道，所述内针管流道的前端与所述流体通道的前端连通，所述内针管流道的后端以及所述流体通道的后端均能够与所述供液装置连接；所述外针管的前端设置有针尖，后端设置有绝缘层，所述外针管还能够与射频头电连接；

所述外部灌注结构包括所述微孔，所述微孔设置于所述外针管的工作端区域；

其中，所述冷媒介质能够导电，且所述冷媒介质进入所述流体通道后，能够从所述微孔流出。

优选的，所述射频消融电极还包括液体腔，所述液体腔位于所述外针管的后端，所述液体腔内用于容纳所述冷媒介质，且所述液体腔与所述流体通道以及所述内针管流道连通；

所述供液装置包括冷媒介质源和冷媒介质回收装置，所述液体腔包括进水腔和回水腔，所述进水腔与所述回水腔隔开；所述进水腔能够通过进水管与所述冷媒介质源连接，所述回水腔能够通过回水管与所述冷媒介质回收装置连接，所述冷媒介质源能够提供所述冷媒介质，所述冷媒介质回收装置能够回收所述冷媒介质；所述内针管的后端伸入所述进水腔，以使所述内针管流道的后端与所述进水腔连通，所述内针管流道的前端与所述流体通道的前端连通，所述流体通道的后端与所述回水腔连通。

优选的，所述进水管和/或所述回水管上还安装有水量调节装置，所述水量调节装置用于调节所述冷媒介质的进水量或回水量，从而调节所述冷媒介质的灌注量；其中，所述冷媒介质为无菌生理盐水或液体药物，所述冷媒介质的灌注量为单位时间内冷媒介质进入人体内的体积，所述冷媒介质的灌注量为每分钟0.1ml-2.0ml。

优选的，所述微孔的孔径为0.005mm-0.05mm。

优选的，所述绝缘层为绝缘管，所述外针管的前端还套设有外套管，所述外套管和所述绝缘管沿所述外针管的轴向由前至后依次设置，形成保护管，所述保护管的外壁与所述针尖的外缘平齐；其中，所述外套管的前端外壁与所述针尖的外缘平齐，所述外套管的后端外壁与所述绝缘管的前端外壁平齐；所述外套管能够用于射频能量释放，且所述外套管上还设置有显影孔。

优选的，所述外针管上沿轴向设置有多圈所述微孔，所述外套管上设置有多圈所述显影孔，且所述微孔和所述显影孔沿所述外针管的轴向由前至后错开设置；所述冷媒介质从所述微孔流出后，能够进入所述外针管与所述外套管之间的间隙，并从所述显影孔流出。

优选的，所述外套管为不锈钢金属管，所述绝缘管为高分子塑料管，所述外套管和所述绝缘管的壁厚均为0.01mm-0.1mm；所述针尖为开刃的三棱针尖，且所述针尖焊接在所述外针管的前端。

优选的，所述微孔的孔径为0.05mm-0.5mm，所述外套管与所述外针管之间的间隙为0.01mm-0.05mm。

优选的，所述外针管的直径最小为1.0mm。

本实用新型还提供一种射频消融系统，包括射频消融仪以及上述的射频消融电极。

本实用新型相对于现有技术取得了以下有益技术效果：

本实用新型射频消融电极包括内循环结构和外部灌注结构，内循环结构能够使供液装置中的冷媒介质到达射频消融电极的工作端，以对射频消融电极的工作端及周围的病灶组织进行冷却，并能够使冷媒介质流回所述供液装置；本实用新型冷媒介质能够实现内循环，实现射频消融电极的冷却功能，同时也保证了微孔、外针管与外套管之间微小间隙在消融过程中不堵塞，不会有血液进入微小间隙以及微孔，引起碳化粘连，保证了冷媒介质能够持续、均匀的从每个孔中渗出，保证了冷媒介质的有效外部灌注。

本实用新型外部灌注结构能够使冷媒介质通过射频消融电极工作端上的微孔到达病灶组织，能够对外针管工作端及附近病灶组织进行冷却，且冷媒介质能够注入病灶组织内，增加组织的电导率，扩大冷却范围，有效解决能量注入过程中，病灶组织或血液碳化粘连问题，保证了能量能够持续输入，且进一步扩大了消融范围，患者愈后消融部位吸收快。

附图说明

为了更清楚地说明本实用新型实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本实用新型的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1为现有技术中爪针的结构示意图；

图2为图1的A-A剖面图；

图1-图2中，101-子针；102-内针管；103-外针管；104-绝缘层；105-针尖；

图3为本实用新型实施例一中射频消融电极的结构示意图；

图4为本实用新型实施例二中射频消融电极的结构示意图；

图5为本实用新型实施例二中射频消融电极的工作端部分的局部放大图；

图6为本实用新型实施例二中射频消融电极的外针管结构示意图；

图7为本实用新型实施例二中射频消融电极的外套管结构示意图；

图8为本实用新型实施例二中射频消融电极的外套管和外针管的组装示意图；

图9为本实用新型实施例中冷媒介质流动示意图；

图10为本实用新型实施例二中冷媒介质灌注示意图；

图11为本实用新型实施例中同轴针示意图；

图12为图11中B-B剖面图；

图13为图11中C-C剖面图；

图3-图13中，1-外针管；2-焊点；3-手柄；4-进水腔；5-内针管；6-回水腔；7-内导线；8-射频线；9-射频头；10-进水管；11-多档调节开关；12-回水管；13-绝缘管；14-外套管；15-微孔；16-显影孔；17-针尖；18-同轴针芯棒；19-同轴针套管。

具体实施方式

下面将结合本实用新型实施例中的附图，对本实用新型实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本实用新型一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本实用新型中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本实用新型保护的范围。

本实用新型的目的是提供一种射频消融电极及射频消融系统，以解决上述现有技术存在的问题，能够增加工作端周围病灶组织的电导率，降低工作阻抗，还能够扩大冷却范围，避免病灶组织碳化，从而扩大消融范围。

为使本实用新型的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图和具体实施方式对本实用新型作进一步详细的说明。

实施例一

如图3所示，本实施例提供一种射频消融电极，主要包括内循环结构和外部灌注结构；内循环结构能够使供液装置中的冷媒介质到达射频消融电极的工作端，以对射频消融电极的工作端及周围的病灶组织进行冷却，并能够使冷媒介质流回供液装置；外部灌注结构能够使冷媒介质通过射频消融电极的工作端上的微孔到达病灶组织。

在本实施例中，内循环结构主要包括内针管5和外针管1；其中，外针管1套设于内针管5上，且与内针管5之间形成流体通道，流体通道内能够通入冷媒介质，内针管5内设置有能够通入冷媒介质的内针管流道，内针管流道的前端与流体通道的前端连通，内针管流道的后端以及流体通道的后端均能够与供液装置连接；外针管1的前端设置有针尖17，后端设置有绝缘层，绝缘层能够对不需要进行能量释放的外针管1部分进行绝缘保护，防止射频消融电极穿过的非治疗部位受到热损伤；进一步地，外针管1为导电金属管，外针管1还能够通过内导线7、射频线8与射频头9电连接，通过射频头9向外针管1发送电流能量，具体地，内导线7通过焊点2焊接在外针管1后端，内导线7与射频头9通过射频线8电连接，射频头9连接射频主机，输出射频能量；

外部灌注结构主要包括微孔15，微孔15设置于外针管1的工作端区域。

在本实施例中，冷媒介质能够导电，且冷媒介质进入流体通道后，能够从微孔15溢出，微孔15的孔径较小，能够保证仅有微量的冷媒介质从微孔15溢出，且冷媒介质从微孔15溢出后，在经过与工作频率相同的频率震荡后以及高温作用下形成高温蒸气，高温蒸气只会扩散到病灶组织附近，增加病灶组织的电导率，而不会流入到人体的其他部位，尽可能地降低了对人体的影响。

本实施例中射频消融电极，将外针管1套设于内针管5上，外针管1与内针管5之间形成流体通道，外针管1的工作端区域有微孔15，导电的冷媒介质能够通过微孔15溢出，溢出的冷媒介质增加了射频消融电极工作端周围肺组织的电导率，降低工作阻抗；进行射频消融时，工作端周围的肺组织因为热量聚集，热损毁后电极针工作端附近肺组织中的肺泡被挤出，肺病灶组织收缩塌陷，收缩塌陷的肺组织紧密结合，包裹在射频消融电极工作端表面，射频消融电极工作端与肺组织接触面积增大，使工作阻抗进一步降低，形成了一个低阻抗的工作环境，扩大了消融范围，克服了常规射频单针消融时阻抗高，主机的射频能量不输出或输出小的问题；

而且冷媒介质在流体通道中流通，能够对外针管1工作端及附近病灶组织进行冷却，且冷媒介质能够注入病灶组织内，扩大冷却范围，有效解决能量注入过程中，病灶组织或血液碳化粘连问题，保证了能量能够持续输入，且进一步扩大了消融范围，患者愈后消融部位吸收快。

在本实施例中，射频消融电极还包括液体腔，液体腔位于外针管1的后端，液体腔用于容纳冷媒介质，且液体腔与流体通道以及内针管流道连通；具体地，供液装置包括冷媒介质源和冷媒介质回收装置，液体腔包括进水腔4和回水腔6，进水腔4与回水腔6隔开，即进水腔4不与回水腔6连通；进水腔4能够通过进水管10与冷媒介质源连接，回水腔6能够通过回水管12与冷媒介质回收装置连接，冷媒介质源能够提供冷媒介质，冷媒介质回收装置能够回收冷媒介质；内针管5的后端伸入进水腔4，以使内针管流道的后端与进水腔4连通，内针管流道的前端与流体通道的前端连通，流体通道的后端与回水腔6连通。

在本实施例中，如图9所示，冷媒介质源中的冷媒介质通过进水管10进入到液体腔中的进水腔4内，并从内针管5的后端进入到内针管流道，然后从内针管流道的前端进入到内针管5与外针管1之间流体通道的前端，最后从流体通道的后端经回水腔6、回水管12流入到冷媒介质回收装置进行回收；在冷媒介质流动过程中，能够对射频消融电极的工作端及附近的病灶组织进行有效冷却，而且微量的冷媒介质能够从微孔15中溢出，可增加肺组织电导率，有效传送射频电流能量。

在本实施例中，为了实现冷媒介质的循环，冷媒介质源和冷媒介质回收装置能够连通；或者，冷媒介质源与冷媒介质回收装置设置为一体，如可以为一液体瓶；作为一种优选的实施方式，本实施例中冷媒介质源与冷媒介质回收装置设置为一体。进一步地，为使冷媒介质能够顺利循环，液体瓶与进水管10之间设置有循环泵，为冷媒介质的循环提供动力。本实施例中，射频消融电极实现了冷循环功能，能够保证微孔15在消融过程中不堵塞，不会有血液进入微孔15，引起碳化粘连，保证了冷媒介质能够持续、均匀的从每个微孔15中渗出。

在本实施例中，冷媒介质为无菌生理盐水或液体药物，优选为冷却后的无菌生理盐水，无菌生理盐水可增加组织电导率，有效传送射频电流能量，无菌生理盐水冷却后，可降低工作端临近组织温度；且增加组织电导率以及降低组织温度，均能扩大消融范围。

在本实施例中，进水管10和/或回水管12上还安装有水量调节装置，水量调节装置用于调节冷媒介质的进水量或回水量，进而调节冷媒介质的灌注量大小；其中，水量调节装置可以根据具体工作需要进行选择，如可以选择多档调节开关11或多档软管扣等。作为一种优选的实施方式，本实施例中仅在回水管12上安装有水量调节装置，通过控制回水来控制冷媒介质的灌注量；当冷媒介质的灌注量不足时，则减小回水，提高灌注量；当灌注量较大时，则相反。

进一步地，冷媒介质的灌注量优选为每分钟0.1ml-2.0ml，其中，冷媒介质的灌注量为单位时间内冷媒介质进入人体内的体积。本实施例采用微量灌注，冷媒介质的灌注量大小可通过多档调节开关11进行调节，在工作过程中灌注的微量冷媒介质，经过与工作频率相同的频率震荡后形成高温水蒸气，不会因大量液体注入人体造成愈后不良。

在本实施例中，针尖17为开刃的三棱针尖，且针尖17焊接在外针管1的前端；针尖17锋利度高，可轻松穿刺皮肤、肺结节等较硬的皮肤或组织；其中，外针管1的外径最小可为1.0mm，克服了粗针管在进行肺穿刺时引起的气胸问题。

在本实施例中，因冷媒介质从微孔15流出后直接流入到人体内，为保证仅有微量的冷媒介质流入到人体内，微孔15的孔径应较小，优选为0.005mm-0.05mm。

在本实施例中，为方便操作者术中握持射频消融电极，屏蔽和保护电极的电路及管道，在外针管1的后端设有手柄3，手柄3能够包覆液体腔，且手柄3的尾部具有弧形结构，符合人体工学，便于操作者握持，且长时间握持不打滑，不费力。

实施例二

本实施例提供一种射频消融电极，是在实施例一的基础上进行的改进，相对于实施例一，本实施例中的改进之处主要在于：

在本实施例中，如图4-图8所示，绝缘层为绝缘管13，套设于外针管1的后端，外针管1前端还套设有外套管14，外套管14和绝缘管13沿外针管1的轴向由前至后依次设置，形成保护管，保护管的外壁与针尖17的外缘平齐；其中，外套管14能够用于射频能量释放，且外套管14上还设置有显影孔16，绝缘管13能够对不需要进行能量释放的外针管1部分进行绝缘保护，防止射频消融电极穿过的非治疗部位受到热损伤。

在本实施例中，内针管5、外针管1以及保护管均优选为圆管，或者还可以根据需要选择方管或者其它的多边形棱柱管等。

在本实施例中，外针管1上沿轴向设置有多圈微孔15，外套管14上沿轴向设置有多圈显影孔16，且微孔15和显影孔16沿外针管1的轴向由前至后错开设置，即沿轴向方向上，外针管1上微孔15所在位置对应的是外套管14的管壁(未设置显影孔16的位置)，通过外套管14的管壁能够对微孔15进行遮挡，防止冷媒介质喷射；但是，如图10所示，外套管14与外针管1之间留有微小间隙，冷媒介质从微孔15流出后，能够进入外针管1与外套管14之间的间隙，并从显影孔16渗出；其中，为了保证冷媒介质的微量灌注，外套管14与外针管1之间的间隙优选为0.01mm-0.05mm。

本实施例中射频消融电极的冷循环功能，同时也保证了微孔15、外针管1与外套管14之间微小间隙在消融过程中不堵塞，不会有血液进入微小间隙以及微孔15，引起碳化粘连，保证了冷媒介质能够持续、均匀的从每个孔中渗出。

进一步地，因冷媒介质从微孔15中流出后，需要经外针管1与外套管14之间的间隙、显影孔16，才能渗出到人体内，本实施例中微孔15相对于实施例一可以具有较大的孔径，在较大的孔径下同样能够实现微量灌注；其中，微孔15的孔径优选为0.05mm-0.5mm，设置较大孔径的微孔15，能够在一定程度上降低外针管1的加工难度。

而且，在外套管14上设置有显影孔16，可以形成凹凸不平的工作端表面，在影像设备下具有显影功能，克服了在影像设备下工作端显影不清晰的问题，特别是避免了现有技术中爪针的每一个子针不能同时在影像设备下看到的问题；本实施例中，在穿刺过程中通过判断工作端位置，能够实现精准穿刺，避免工作端无法显影导致的误穿刺。

作为一种优选的实施方式，在本实施例中，如图6-图7所示，微孔15设置有三圈，三圈微孔15分别开设在外针管1上与针尖17前端尖部的距离为a、a+b、a+b+c的三组圆周上，微孔15的中心位于对应的圆周上，且每圈微孔15均设置3个，3个微孔15均布在圆周上，共计9个微孔15，每圈的3个微孔15均相对应，且相对应的微孔15中心之间的连线与外针管1的轴线平行；进一步地，显影孔16对应设置有三圈，三圈显影孔16分别开设在距外套管14前端距离为d、e、f的三组圆周上，显影孔16的前端位于对应的圆周上，每圈显影孔16均设置3个，3个显影孔16均布在圆周上，共计9个显影孔16，每圈的3个显影孔16均相对应，且相对应的显影孔16中心之间的连线与外套管14轴线平行。其中，每圈的3个微孔15与每圈的3个显影孔16一一对应，且相对应的微孔15和显影孔16的中心连线所在的平面与外针管1的轴线平行。

在本实施例中，a优选为4.5mm-8.5mm，b优选为5mm-9mm，c优选为5.5mm-9.5mm，d优选为2.25mm-4.25mm，e优选为8.5mm-12.5mm，f优选为15.75mm-19.75mm；其中，各微孔15距针尖17的前端尖部的距离，以及各显影孔16距外套管14前端的距离，可以根据工作需要进行选择，具体地，可以根据射频消融电极的工作端长度进行选择。

在本实施例中，微孔15和显影孔16的圈数以及每圈的数量均可以根据需要进行选择，如可以设置有4圈或5圈，每圈可以设置有4个或5个孔；其中，微孔15和显影孔16的圈数以及每圈数量可以相同也可以不同。进一步地，微孔15和显影孔16的形状也可以根据具体工作需要进行选择，如可以是方孔或圆孔等，作为一种优选的实施方式，微孔15为圆孔，显影孔16为方孔。

在本实施例中，内针管5与外针管1之间的流体通道可以为环形的流体通道，内针管5与外针管1之间的环形间隙即为该流体通道；或者，流体通道为轴向通道，在内针管5与外针管1之间沿圆周均布有多条轴向通道，该轴向通道与每圈上的微孔15一一对应；作为一种优选的实施方式，本实施例中流体通道为环形的流体通道。

在本实施例中，外套管14和绝缘管13可以一体设置或者分体设置，优选分体设置；其中，外套管14套设在外针管1的前端，绝缘管13套设在不需要进行能量释放的外针管1部分，外套管14的前端外壁与针尖17的外缘平齐，后端外壁与绝缘管13的外壁齐平，在穿刺时，能够防止绝缘管13前端口与皮肤组织挤压起皱，导致裸露工作端变长，损伤正常组织。

在本实施例中，外套管14优选为薄壁的不锈钢金属管，其前端与针尖17后端焊接，且外套管14与针尖17的焊接点a1以及外针管1与针尖17的焊接点a1重合，将外套管14的前端和外针管1的前端进行焊接，在进行连接的同时，能够实现外针管1和外套管14的连通，从而能够使外套管14用于射频能量释放；而绝缘管13优选为薄壁绝缘的高分子塑料管；其中，绝缘管13和外套管14的壁厚均优选为0.01mm-0.1mm，绝缘管13优选为特氟龙材质，或者根据需要选择PEEK或聚酰亚胺等材质。

在本实施例中，外套管14还可以采用绝缘材质，此时，可以通过外套管14上的显影孔16释放射频能量；而外套管14的前端则可以通过卡接或者粘接等方式与针尖17连接。

实施例三

本实施例提供了一种射频消融系统，包括射频消融仪以及实施例一或实施例二中的射频消融电极。

实施例四

本实施例提供了实施例一或实施例二中射频消融电极在制备医疗器械中的应用；具体地，本实施例中射频消融电极可以与同轴针、活检枪共同制备成活检消融装置，如图11-图13所示，同轴针套管19与同轴针芯棒18是配套的，手术时，先将同轴针芯棒18穿入同轴针套管19，穿刺皮肤到病灶，穿刺到病灶后，抽出同轴针芯棒18，将活检枪从同轴针套管19穿入到病灶，取活检，然后取出活检枪；将射频消融电极从同轴针套管19穿入对病灶进行消融，消融完成后，同轴针套管19与射频消融电极一起退针，并用射频消融电极进行针道消融；需注意的是，在进行射频消融时，射频消融电极的工作端穿出同轴针套管19，外针管1上的绝缘管13前端口与同轴针套管19前端间距1cm以上，不能接触，否则同轴针套管19就会导电。

本实施例中，外针管1的外径最小可为1.0mm，射频消融电极的整体直径较小，可以穿设在同轴针套管19内进行射频消融，解决了现有技术中微波针或爪针因针管较粗无法穿入同轴针的问题，在同一个穿刺通道完成活检和消融，避免二次穿刺，消融后对穿刺通道进行消融，避免多次穿刺后的出血和针道种植。

在本实施例中，射频消融电极还可以根据具体工作需要，与除活检枪之外的其它医疗器械配合使用。

本实用新型基于射频消融的基础原理(射频消融是通过电阻热效应和热传导原理使组织热损伤，进而凝固坏死，达到消融结节、肿瘤等目的)，通过灌注微量冷媒介质，增加病灶组织的电导率，以及通过冷循环降低病灶温度，防止组织碳化，能够降低病灶阻抗，有利于射频能量的持续输出，且扩大了射频消融的范围。

而且，本实用新型除了具有冷循环功能、液体灌注功能之外，还具有灌注流量可调功能，且本实用新型直径小、在影像设备下显影清晰，是安全、有效的可应用于肺肿瘤、肺结节等疾病的射频消融电极；其中，需要进一步说明的是，本实用新型包括但不限于用于肺部肿瘤、结节等疾病的治疗，根据本实用新型的原理、结构引申出来的用于其他病位病灶等的射频消融电极，均可理解为在本实用新型专利的保护范围内。

需要说明的是，对于本领域技术人员而言，显然本实用新型不限于上述示范性实施例的细节，而且在不背离本实用新型的精神或基本特征的情况下，能够以其他的具体形式实现本实用新型。因此，无论从哪一点来看，均应将实施例看作是示范性的，而且是非限制性的，本实用新型的范围由所附权利要求而不是上述说明限定，因此旨在将落在权利要求的等同要件的含义和范围内的所有变化囊括在本实用新型内，不应将权利要求中的任何附图标记视为限制所涉及的权利要求。

本实用新型中应用了具体个例对本实用新型的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本实用新型的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本实用新型的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处。综上所述，本说明书内容不应理解为对本实用新型的限制。

Claims (10)

1.一种射频消融电极，其特征在于：包括内循环结构和外部灌注结构；

所述内循环结构能够使供液装置中的冷媒介质到达所述射频消融电极的工作端，以对所述射频消融电极的工作端及周围的病灶组织进行冷却，并能够使所述冷媒介质流回所述供液装置；

所述外部灌注结构能够使所述冷媒介质通过所述射频消融电极的工作端上的微孔到达病灶组织。

2.根据权利要求1所述的射频消融电极，其特征在于：

所述内循环结构包括内针管和外针管，所述外针管套设于所述内针管上，且与所述内针管之间形成流体通道，所述流体通道内能够通入所述冷媒介质，所述内针管内设置有能够通入所述冷媒介质的内针管流道，所述内针管流道的前端与所述流体通道的前端连通，所述内针管流道的后端以及所述流体通道的后端均能够与所述供液装置连接；所述外针管的前端设置有针尖，后端设置有绝缘层，所述外针管还能够与射频头电连接；

所述外部灌注结构包括所述微孔，所述微孔设置于所述外针管的工作端区域；

其中，所述冷媒介质能够导电，且所述冷媒介质进入所述流体通道后，能够从所述微孔流出。

3.根据权利要求2所述的射频消融电极，其特征在于：所述射频消融电极还包括液体腔，所述液体腔位于所述外针管的后端，所述液体腔内用于容纳所述冷媒介质，且所述液体腔与所述流体通道以及所述内针管流道连通；

所述供液装置包括冷媒介质源和冷媒介质回收装置，所述液体腔包括进水腔和回水腔，所述进水腔与所述回水腔隔开；所述进水腔能够通过进水管与所述冷媒介质源连接，所述回水腔能够通过回水管与所述冷媒介质回收装置连接，所述冷媒介质源能够提供所述冷媒介质，所述冷媒介质回收装置能够回收所述冷媒介质；所述内针管的后端伸入所述进水腔，以使所述内针管流道的后端与所述进水腔连通，所述流体通道的后端与所述回水腔连通。

4.根据权利要求3所述的射频消融电极，其特征在于：所述进水管和/或所述回水管上还安装有水量调节装置，所述水量调节装置用于调节所述冷媒介质的进水量或回水量，从而调节所述冷媒介质的灌注量；其中，所述冷媒介质为无菌生理盐水或液体药物，所述冷媒介质的灌注量为单位时间内冷媒介质进入人体内的体积，所述冷媒介质的灌注量为每分钟0.1ml-2.0ml。

5.根据权利要求2所述的射频消融电极，其特征在于：所述微孔的孔径为0.005mm-0.05mm。

6.根据权利要求2所述的射频消融电极，其特征在于：所述绝缘层为绝缘管，所述外针管的前端还套设有外套管，所述外套管和所述绝缘管沿所述外针管的轴向由前至后依次设置，形成保护管，所述保护管的外壁与所述针尖的外缘平齐；其中，所述外套管的前端外壁与所述针尖的外缘平齐，所述外套管的后端外壁与所述绝缘管的前端外壁平齐；所述外套管能够用于射频能量释放，且所述外套管上还设置有显影孔。

7.根据权利要求6所述的射频消融电极，其特征在于：所述外针管上沿轴向设置有多圈所述微孔，所述外套管上设置有多圈所述显影孔，且所述微孔和所述显影孔沿所述外针管的轴向由前至后错开设置；所述冷媒介质从所述微孔流出后，能够进入所述外针管与所述外套管之间的间隙，并从所述显影孔流出。

8.根据权利要求6所述的射频消融电极，其特征在于：所述外套管为不锈钢金属管，所述绝缘管为高分子塑料管，所述外套管和所述绝缘管的壁厚均为0.01mm-0.1mm；所述针尖为开刃的三棱针尖，且所述针尖焊接在所述外针管的前端；所述微孔的孔径为0.05mm-0.5mm，所述外套管与所述外针管之间的间隙为0.01mm-0.05mm。

9.根据权利要求2所述的射频消融电极，其特征在于：所述外针管的直径最小为1.0mm。

10.一种射频消融系统，其特征在于：包括射频消融仪以及如权利要求1-9任意一项所述的射频消融电极。

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