RU2772395C1

RU2772395C1 - Electrosurgical instrument

Info

Publication number: RU2772395C1
Application number: RU2020138960A
Authority: RU
Inventors: Кристофер Пол ХЭНКОК; Патрик БЕРН; Паллав ШАХ
Original assignee: Крео Медикал Лимитед
Priority date: 2018-05-30
Filing date: 2019-05-24
Publication date: 2022-05-19

Abstract

FIELD: medical equipment.

SUBSTANCE: electrosurgical instrument comprises a coaxial power cable for transmitting microwave energy and radio frequency energy. The coaxial power cable comprises an inner conductor, an outer conductor, and a dielectric material separating the inner conductor and the outer conductor. An emitting tip is located at the distal end of the coaxial cable for receiving microwave energy and radio frequency energy. The emitting tip comprises a longitudinally-extending dielectric main part; a distal electrode and a proximal electrode, located on the surface of the dielectric main part. The distal electrode and the proximal electrode are physically separated from each other in the longitudinal direction by an intermediate part of the longitudinally-extending dielectric main part. A tuning element is installed in the intermediate part of the longitudinally-extending dielectric main part and is electrically connected with the inner conductor. The tuning element comprises a conductive part installed inside the intermediate part of the dielectric main part. The distal electrode is electrically connected with the inner conductor. The proximal electrode is electrically connected with the outer conductor. The distal electrode and the proximal electrode are made as an active electrode and a return electrode for delivering radio frequency energy. The emitting tip acts as an antenna for emitting microwave energy. Disclosed is an electrosurgical system.

EFFECT: ensured tissue processing using radio frequency and microwave energy.

16 cl, 7 dwg, 1 tbl

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИFIELD OF TECHNOLOGY

Изобретение относится к электрохирургическому инструменту для доставки микроволновой энергии и/или радиочастотной энергии к биологическим тканям с целью абляции целевых тканей. Зонд может быть введен через канал эндоскопа или катетера, или может быть использован в лапароскопической хирургии, или же в открытом хирургическом вмешательстве. Инструмент может быть использован в легочных или желудочно-кишечных направлениях практического применения, но не ограничивается этим. The invention relates to an electrosurgical instrument for delivering microwave energy and/or radio frequency energy to biological tissues in order to ablate target tissues. The probe may be inserted through the channel of an endoscope or catheter, or may be used in laparoscopic or open surgery. The tool can be used in pulmonary or gastrointestinal applications, but is not limited to this.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ BACKGROUND OF THE INVENTION

Обнаружено, что электромагнитная (ЭM) энергия, и в частности микроволновая и радиочастотная (РЧ) энергия имеет лечебную эффективность в электрохирургических операциях вследствие ее способности разрезать, коагулировать и подвергать абляции ткани организма. Как правило, устройство для доставки ЭМ энергии к тканям организма содержит генератор, содержащий источник ЭM энергии, и электрохирургический инструмент, подключенный к генератору, для доставки энергии к тканям. Стандартные электрохирургические инструменты в большинстве случаев предназначены для чрескожного введения внутрь организма пациента. Тем не менее, может быть сложным чрескожно расположить в определенном месте инструмент в организме, например, если целевая область находится в движущемся легком или в тонкостенном участке желудочно-кишечного тракта (ЖКТ). Другие электрохирургические инструменты могут быть доставлены к целевой области с помощью хирургического смотрового устройства (например, эндоскопа), которое может быть проведено через каналы в организме, такие как дыхательные пути или просвет пищевода, или толстой кишки. Это обеспечивает возможность применения минимально инвазивных способов лечения, которые могут снизить уровень смертности пациентов и снизить частоту интраоперационных, а также и послеоперационных осложнений.Electromagnetic (EM) energy, and in particular microwave and radio frequency (RF) energy, has been found to have therapeutic efficacy in electrosurgery due to its ability to cut, coagulate, and ablate body tissues. Typically, a device for delivering EM energy to body tissues comprises a generator containing an EM energy source and an electrosurgical instrument connected to the generator to deliver energy to the tissues. Standard electrosurgical instruments in most cases are designed for percutaneous insertion into the patient's body. However, it can be difficult to percutaneously position an instrument in the body, for example, if the target area is in a moving lung or in a thin walled region of the gastrointestinal (GI) tract. Other electrosurgical instruments can be delivered to the target area using a surgical viewing device (eg, endoscope) that can be passed through channels in the body such as the airway or lumen of the esophagus or colon. This allows the use of minimally invasive treatments that can reduce patient mortality and reduce the incidence of intraoperative as well as postoperative complications.

Абляция тканей с использованием микроволновой ЭМ энергии основана на том факте, что биологическая ткань в основном состоит из воды Мягкие ткани органов человека как правило содержат от 70% до 80% воды. Молекулы воды имеют постоянный электрический дипольный момент, а это означает, что в молекуле существует дисбаланс заряда. Этот дисбаланс заряда заставляет молекулы двигаться в ответ на усилия, возникающие при приложении переменного во времени электрического поля, когда молекулы вращаются, чтобы выровнять свой электрический дипольный момент с полярностью приложенного поля. На микроволновых частотах быстрые молекулярные колебания приводят к нагреву от трения и, как следствие, к рассеиванию энергии поля в виде тепла. Это называется диэлектрическим нагревом.Tissue ablation using microwave EM energy is based on the fact that biological tissue is mainly composed of water. The soft tissues of human organs typically contain 70% to 80% water. Water molecules have a permanent electric dipole moment, which means that there is a charge imbalance in the molecule. This charge imbalance causes the molecules to move in response to the forces generated by the application of a time-varying electric field as the molecules rotate to align their electric dipole moment with the polarity of the applied field. At microwave frequencies, fast molecular vibrations lead to frictional heating and, as a consequence, to the dissipation of field energy in the form of heat. This is called dielectric heating.

Этот принцип используется в терапии с использованием микроволновой абляции, когда молекулы воды в целевой ткани быстро нагреваются за счет приложения локализованного электромагнитного поля на микроволновых частотах, что приводит к коагуляции тканей и гибели клеток. Известно использование зондов, излучающих микроволновое излучение, для лечения различных заболеваний легких и других органов. Например, в легких микроволновое излучение может быть использовано для лечения астмы и удаления опухолей или патологических изменений. This principle is used in microwave ablation therapy, where water molecules in the target tissue are rapidly heated by the application of a localized electromagnetic field at microwave frequencies, resulting in tissue coagulation and cell death. Known use of probes emitting microwave radiation, for the treatment of various diseases of the lungs and other organs. For example, in the lungs, microwave radiation can be used to treat asthma and remove tumors or pathological changes.

Радиочастотная электромагнитная энергия (РЧ ЭМ) может быть использована для разрезания и/или коагуляции биологических тканей. Способ разрезания с использованием РЧ энергии функционирует с использованием того принципа, что электрический ток проходит через межклеточное вещество тканей (благодаря ионному содержимому клеток, то есть натрию и калию), при этом сопротивление потоку электронов через ткани генерирует тепло. В тех случаях, когда немодулированный синусоидальный сигнал прилагается к межклеточному веществу тканей, внутри клеток генерируется достаточное количество тепла для испарения воды, содержащейся в тканях. Таким образом, происходит большой рост внутреннего давления клетки, которое не может регулироваться клеточной мембраной, что приводит к разрыву клетки. Когда это происходит на большой площади, можно увидеть, что ткани были рассечены.Radio frequency electromagnetic energy (RF EM) can be used to cut and/or coagulate biological tissues. The RF energy cutting method operates on the principle that an electrical current passes through the intercellular substance of tissues (due to the ionic content of the cells, i.e. sodium and potassium), while resistance to the flow of electrons through the tissues generates heat. When an unmodulated sinusoidal signal is applied to the intercellular substance of tissues, sufficient heat is generated inside the cells to evaporate the water contained in the tissues. Thus, there is a large increase in the internal pressure of the cell, which cannot be regulated by the cell membrane, which leads to rupture of the cell. When this occurs over a large area, it can be seen that the tissues have been dissected.

РЧ коагуляция осуществляется за счет приложения к тканям менее эффективной формы волны, в результате чего содержимое клетки не испаряется, а нагревается до около 65 °C. Это высушивает ткани путем обезвоживания, а также денатурирует белки в стенках сосудов и коллаген, составляющий клеточную стенку. Денатурация белков действует как стимул для системы свертывания крови, поэтому свертываемость улучшается. В то же время коллаген в клеточной стенке денатурируется из стержневидной молекулы в спираль, что приводит к сжатию сосуда и уменьшению его в размере, давая сгустку крови опорную точку и меньшую площадь для закупорки. Известные системы для разрезания или коагуляции ткани с использованием РЧ энергии часто включают введение игольчатого электрода в целевые ткани пациента и размещение обратного электрода на поверхности кожи пациента. Как первый электрод, так и обратный электрод соединены с генератором РЧ сигналов. Затем к первому электроду может быть приложена РЧ энергия, что может вызвать нагревание и абляцию/коагуляцию целевых тканей. Обратный электрод обеспечивает обратный путь для РЧ энергии для удаления блуждающей РЧ энергии из организма пациента.RF coagulation is carried out by applying a less efficient waveform to the tissues, as a result of which the contents of the cell do not evaporate, but are heated to about 65 ° C. This dries out tissues through dehydration and also denatures the proteins in the vessel walls and the collagen that makes up the cell wall. Protein denaturation acts as a stimulus to the blood clotting system, so clotting improves. At the same time, the collagen in the cell wall denatures from a rod-like molecule to a helix, which causes the vessel to contract and shrink in size, giving the blood clot an anchor point and less area to block. Known systems for cutting or coagulating tissue using RF energy often involve inserting a needle electrode into the patient's target tissues and placing a return electrode on the patient's skin surface. Both the first electrode and the return electrode are connected to the RF signal generator. RF energy can then be applied to the first electrode, which can cause heating and ablation/coagulation of target tissues. The return electrode provides a return path for RF energy to remove stray RF energy from the patient's body.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯSUMMARY OF THE INVENTION

В самых общих чертах, в изобретении предлагается электрохирургический инструмент для доставки как микроволновой, так и радиочастотной (РЧ) энергии, в котором пара продольно разнесенных электродов объединена с промежуточным настроечным элементом для обеспечения как эффективной биполярной РЧ абляции и/или коагуляции, так и микроволновой абляции, с формой поля, ограниченной вокруг наконечника инструмента.In the most general terms, the invention provides an electrosurgical instrument for the delivery of both microwave and radio frequency (RF) energy, in which a pair of longitudinally spaced electrodes is combined with an intermediate tuning element to provide both effective bipolar RF ablation and/or coagulation and microwave ablation , with the field shape bounded around the tool tip.

Электрохирургический инструмент может быть использован для разрезания и/или абляции биологических тканей с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии. Радиочастотная энергия и микроволновая энергия могут применяться отдельно (например, последовательно) или в комбинации. Преимущество электрохирургического инструмента согласно данному изобретению состоит в том, что на замену инструментов во время хирургической процедуры может быть затрачено меньше времени, поскольку РЧ и микроволновая энергия могут применяться с использованием одного и того же инструмента, по отдельности или одновременно. В частности, настоящее изобретение позволяет быстро изменять функциональность или эффективный объем обработки инструмента за счет переключения между РЧ и микроволновой энергиями, или путем изменения прикладываемой энергии. An electrosurgical instrument can be used to cut and/or ablate biological tissue using both RF and microwave energy. RF energy and microwave energy may be used alone (eg, in series) or in combination. An advantage of the electrosurgical instrument of the present invention is that less time can be spent changing instruments during a surgical procedure since RF and microwave energy can be applied using the same instrument, either separately or simultaneously. In particular, the present invention makes it possible to quickly change the functionality or effective processing volume of the tool by switching between RF and microwave energies, or by changing the applied energy.

В соответствии с первым аспектом предлагается электрохирургический инструмент, содержащий: коаксиальный питающий кабель для передачи микроволновой энергии и радиочастотной энергии, при этом коаксиальный питающий кабель имеет внутренний проводник, наружный проводник и диэлектрический материал, разделяющий внутренний проводник и наружный проводник; и излучающий наконечник, расположенный на дистальном конце коаксиального кабеля для приема микроволновой энергии и радиочастотной энергии, причем излучающий наконечник содержит: проходящую в продольном направлении диэлектрическую основную часть; дистальный электрод и проксимальный электрод, расположенные на поверхности диэлектрической основной части, при этом дистальный электрод и проксимальный электрод физически отделены друг от друга промежуточной частью проходящей в продольном направлении диэлектрической основной части; и настроечный элемент, установленный в промежуточной части проходящей в продольном направлении диэлектрической основной части, при этом дистальный электрод электрически соединен с внутренним проводником, причем проксимальный электрод электрически соединен с наружным проводником, при этом дистальный электрод и проксимальный электрод имеют конфигурацию активный электрод и обратный электрод для доставки радиочастотной энергии, и при всем этом излучающий наконечник работает как антенна (например, дипольная антенна) для излучения микроволновой энергии.According to a first aspect, an electrosurgical instrument is provided, comprising: a coaxial feed cable for transmitting microwave energy and radio frequency energy, the coaxial feed cable having an inner conductor, an outer conductor, and a dielectric material separating the inner conductor and the outer conductor; and a radiating tip disposed at a distal end of the coaxial cable for receiving microwave energy and RF energy, the radiating tip comprising: a longitudinally extending dielectric body; a distal electrode and a proximal electrode disposed on a surface of the dielectric body, wherein the distal electrode and the proximal electrode are physically separated from each other by an intermediate portion of the longitudinally extending dielectric body; and a tuning element installed in the intermediate portion of the longitudinally extending dielectric body, the distal electrode being electrically connected to the inner conductor, the proximal electrode being electrically connected to the outer conductor, the distal electrode and the proximal electrode having an active electrode and a return electrode configuration for delivery of radio frequency energy, while the radiating tip acts as an antenna (eg, a dipole antenna) to radiate microwave energy.

Инструмент может быть использован для абляции целевых тканей в организме. Устройство является особенно подходящим для абляции тканей легких или матки, однако его можно использовать также для абляции тканей и в других органах. Чтобы эффективно подвергнуть абляции целевые ткани, излучающий наконечник должен располагаться как можно ближе (а во многих случаях внутри) целевых тканей. Для достижения целевых тканей (например, в легких), может потребоваться введение устройства через каналы (например, дыхательные пути) и в обход препятствий. Это означает, что инструмент в идеале будет как максимально гибким, так и иметь малое поперечное сечение. В частности, устройство должно быть очень гибким возле его наконечника, где его, возможно, придется направлять вдоль узких каналов, таких как бронхиолы, которые могут быть узкими и извилистыми. The instrument can be used to ablate target tissues in the body. The device is particularly suitable for ablation of tissue in the lung or uterus, but it can also be used to ablate tissue in other organs. In order to effectively ablate target tissues, the emitting tip must be positioned as close as possible to (and in many cases within) the target tissues. To reach target tissues (eg, in the lungs), it may be necessary to introduce the device through channels (eg, airways) and avoid obstructions. This means that the tool will ideally be both as flexible as possible and have a small cross section. In particular, the device must be very flexible near its tip, where it may have to be guided along narrow channels such as bronchioles, which can be narrow and tortuous.

Поскольку проксимальный и дистальный электроды электрически соединены с наружным и внутренним проводниками, соответственно, проксимальный и дистальный электроды могут принимать РЧ энергию, передаваемую по коаксиальному питающему кабелю, чтобы служить в качестве биполярных РЧ электродов. Таким образом, путем передачи радиочастотной энергии к проксимальному и дистальному электродам могут быть подвержены абляции и/или коагуляции биологические ткани, расположенные между электродами или вокруг них. Кроме того, когда микроволновая энергия передается по коаксиальному питающему кабелю, продольное расстояние между проксимальным и дистальным электродами позволяет проксимальному и дистальному электродам действовать в качестве полюсов дипольной антенны. Таким образом, излучающий наконечник может действовать как микроволновая дипольная антенна, когда микроволновая энергия передается по коаксиальному питающему кабелю. Расстояние между проксимальным и дистальным электродами может зависеть от используемой частоты микроволн и нагрузки, вызванной целевыми тканями.Because the proximal and distal electrodes are electrically connected to the outer and inner conductors, respectively, the proximal and distal electrodes can receive RF energy transmitted over the coaxial power cable to serve as bipolar RF electrodes. Thus, by transmitting RF energy to the proximal and distal electrodes, biological tissues located between or around the electrodes can be subject to ablation and/or coagulation. In addition, when microwave energy is transmitted over a coaxial feed cable, the longitudinal distance between the proximal and distal electrodes allows the proximal and distal electrodes to act as dipole antenna poles. Thus, the radiating tip can act as a microwave dipole antenna when the microwave energy is transmitted over the coaxial feed cable. The distance between the proximal and distal electrodes may depend on the microwave frequency used and the stress caused by the target tissues.

Таким образом, такая конфигурация излучающего наконечника позволяет обрабатывать ткани с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии. В частности, электрохирургический инструмент согласно изобретению позволяет излучать микроволновую энергию из излучающего наконечника при сохранении электрического соединения со вторым электродом, чтобы обеспечить РЧ коагуляцию/абляцию между первым и вторым электродами. Некоторые преимущества связаны со способностью разрезать и подвергать абляции ткани с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии. Во-первых, можно сэкономить время во время хирургических процедур, поскольку нет необходимости менять инструменты для абляции тканей с использованием РЧ или микроволновой энергии. Возможность переключения между РЧ и микроволновой абляцией также может обеспечить улучшенное управление тепловым режимом электрохирургического инструмента. Это связано с тем, что затухание ЭМ энергии на микроволновых частотах внутри коаксиального питающего кабеля может быть больше, чем на РЧ частотах. В результате этого переключение с микроволновой энергии на РЧ энергию может привести к тому, что в коаксиальном питающем кабеле будет рассеиваться меньше энергии, и снизится температура коаксиального питающего кабеля.Thus, this emitting tip configuration allows tissue to be processed using both RF and microwave energy. In particular, the electrosurgical instrument according to the invention allows microwave energy to be emitted from the radiating tip while maintaining an electrical connection to the second electrode in order to provide RF coagulation/ablation between the first and second electrodes. Some advantages relate to the ability to cut and ablate tissue using both RF and microwave energy. First, time can be saved during surgical procedures as there is no need to change instruments for tissue ablation using RF or microwave energy. The ability to switch between RF and microwave ablation can also provide improved thermal management of the electrosurgical instrument. This is because the attenuation of EM energy at microwave frequencies inside a coaxial power cable can be greater than at RF frequencies. As a result, switching from microwave energy to RF energy can result in less power being dissipated in the coaxial power cable and lowering the temperature of the coax power cable.

Во время РЧ абляции/коагуляции тканей между проксимальным и дистальным электродами может образоваться локальный путь тока (например, через целевые ткани). Это обеспечивает возможность избежания риска ожога кожи, который может возникнуть на обратном электроде в традиционных РЧ монополярных электрохирургических системах (например, из-за нагрева обратного электрода). Кроме того, создавая локальный путь тока (в отличие от использования удаленного обратного электрода), можно снизить риск травмы в связи с блуждающими токами в теле пациента. Биполярное РЧ конструктивное исполнение также снижает риск отсутствия или снижения энергии из-за плохого или высокого импеданса контакта с обратным электродом. Эффект, который может возникнуть во время РЧ абляции тканей, заключается в увеличении импеданса целевых тканей в связи с нагревом тканей. Это может снизить эффективность РЧ абляции с течением времени и является известным как эффект «спада». Таким образом, переключаясь с доставки РЧ энергии на доставку микроволновой энергии, можно избежать эффекта спада, поскольку микроволновая абляция может быть менее чувствительной к повышению температуры в целевых тканей. На эффективность РЧ абляции также может влиять поток крови или других жидкостей в целевых тканях (перфузия), что может противодействовать тепловому эффекту РЧ энергии. Микроволновая абляция может быть менее восприимчива к эффектам перфузии, в результате чего переключение с РЧ энергии на микроволновую энергию может повысить эффективность абляции, когда эффекты перфузии являются проблемой.During RF ablation/coagulation of tissue, a local current path may form between the proximal and distal electrodes (eg, through target tissues). This makes it possible to avoid the risk of skin burn that can occur on the return electrode in conventional RF monopolar electrosurgical systems (eg due to heating of the return electrode). In addition, by creating a local current path (as opposed to using a remote return electrode), the risk of injury due to stray currents in the patient's body can be reduced. The bipolar RF design also reduces the risk of missing or reduced power due to poor or high impedance return electrode contact. An effect that can occur during RF tissue ablation is to increase the impedance of the target tissues due to tissue heating. This can reduce the effectiveness of RF ablation over time and is known as the "roll-off" effect. Thus, by switching from RF energy delivery to microwave energy delivery, the roll-off effect can be avoided because microwave ablation may be less sensitive to temperature rise in target tissues. The effectiveness of RF ablation can also be affected by the flow of blood or other fluids into target tissues (perfusion), which can counteract the thermal effect of RF energy. Microwave ablation may be less susceptible to perfusion effects, whereby switching from RF energy to microwave energy may improve ablation efficiency when perfusion effects are a concern.

Более того, авторы настоящего изобретения обнаружили, что путем переключения между РЧ энергией и микроволновой энергией можно изменять профиль излучения (также называемый «профилем абляции») инструмента. Другими словами, размер и конфигурация объема тканей, подвергаемых абляции посредством электрохирургического инструмента, могут быть отрегулированы путем переключения между РЧ энергией и микроволновой энергией. Это может позволить изменить профиль абляции в месте проведения процедуры без необходимости менять инструменты во время хирургической процедуры. Это форма управления профилем подачи энергии. Кроме того, комбинация физического и электрического расположения проксимального электрода, настроечного элемента и дистального электрода может служить для улучшения формы профиля излучения микроволновой энергии по сравнению с электрохирургическим инструментом без проксимального и дистального электродов. В частности, проксимальный и дистальный электроды могут действовать для концентрирования излучаемой энергии вокруг излучающего наконечника и уменьшения хвоста излучения, который распространяется в обратном направлении вдоль коаксиального питающего кабеля.Moreover, the present inventors have found that by switching between RF energy and microwave energy, the radiation profile (also referred to as "ablation profile") of the instrument can be changed. In other words, the size and volume configuration of tissues ablated by the electrosurgical instrument can be adjusted by switching between RF energy and microwave energy. This may allow the ablation profile to be changed at the site of the procedure without the need to change instruments during the surgical procedure. This is a form of power profile management. In addition, the combination of physical and electrical placement of the proximal electrode, tuning element, and distal electrode can serve to improve the shape of the microwave energy emission profile compared to an electrosurgical instrument without proximal and distal electrodes. In particular, the proximal and distal electrodes can act to concentrate the radiated energy around the radiating tip and reduce the radiation tail that propagates backwards along the coaxial feed cable.

Коаксиальный питающий кабель может представлять собой стандартный коаксиальный кабель с малыми потерями, который можно подсоединить на одном конце к электрохирургическому генератору. В частности, внутренний проводник может представлять собой удлиненный проводник, проходящий вдоль продольной оси коаксиального питающего кабеля. Диэлектрический материал может быть расположен вокруг внутреннего проводника, например, первый диэлектрический материал может иметь канал, через который проходит внутренний проводник. Наружный проводник может представлять собой рукав из проводящего материала, расположенный на поверхности диэлектрического материала. Коаксиальный питающий кабель может дополнительно содержать наружную защитную оболочку для изоляции и защиты кабеля. В некоторых примерах защитная оболочка может быть изготовлена из материала с низкой адгезией или покрыта им для предотвращения адгезии тканей к кабелю. Излучающий наконечник расположен на дистальном конце коаксиального питающего кабеля и служит для передачи ЭМ энергии, передаваемой по коаксиальному питающему кабелю, внутрь целевых тканей. Излучающий наконечник может быть постоянно прикреплен к коаксиальному питающему кабелю или может быть съемным образом прикреплен к коаксиальному питающему кабелю. Например, на дистальном конце коаксиального питающего кабеля может быть предусмотрен соединитель, который предназначен для приема излучающего наконечника и формирования необходимых электрических соединений.The coaxial power cable may be a standard low loss coaxial cable that can be connected at one end to an electrosurgical generator. In particular, the inner conductor may be an elongated conductor extending along the longitudinal axis of the coaxial feed cable. The dielectric material may be located around the inner conductor, for example, the first dielectric material may have a channel through which the inner conductor passes. The outer conductor may be a sleeve of conductive material located on the surface of the dielectric material. The coaxial power cable may additionally comprise an outer protective sheath to insulate and protect the cable. In some examples, the sheath may be made of or coated with a low adhesion material to prevent tissue from adhering to the cable. The radiating tip is located at the distal end of the coaxial feed cable and serves to transfer the EM energy transmitted through the coaxial feed cable into the target tissues. The radiating tip may be permanently attached to the coaxial feed cable or may be detachably attached to the coaxial feed cable. For example, a connector may be provided at the distal end of the coaxial power cable to receive the emitting tip and form the necessary electrical connections.

Диэлектрическая основная часть может быть в целом цилиндрической. Дистальный электрод и проксимальный электрод могут быть расположены на кольцевой наружной поверхности основной части, то есть они являются открытыми на поверхности излучающего наконечника. Дистальный электрод может содержать площадку из проводящего материала, которая расположена на поверхности излучающего наконечника. Точно так же проксимальный электрод может содержать площадку из проводящего материала, которая расположена на поверхности излучающего наконечника. Проксимальный и дистальный электроды могут иметь любую подходящую форму, и их форма может быть выбрана для получения желаемого профиля излучения излучающего наконечника. Дистальный электрод может быть прямо или косвенно соединен с внутренним проводником. Например, дистальный электрод может быть соединен с внутренним проводником через промежуточный проводник, который проходит между внутренним проводником и дистальным электродом. Аналогичным образом, проксимальный электрод может быть прямо или косвенно соединен с наружным проводником. Наружный проводник может оканчиваться проксимальным электродом.The dielectric body may be generally cylindrical. The distal electrode and the proximal electrode may be located on the annular outer surface of the main body, that is, they are open on the surface of the radiating tip. The distal electrode may include a pad of conductive material that is located on the surface of the emitting tip. Similarly, the proximal electrode may include a pad of conductive material that is located on the surface of the emitting tip. The proximal and distal electrodes may be of any suitable shape, and their shape may be chosen to obtain the desired radiation profile of the emitting tip. The distal electrode may be directly or indirectly connected to the inner conductor. For example, the distal electrode may be connected to the inner conductor through an intermediate conductor that extends between the inner conductor and the distal electrode. Likewise, the proximal electrode may be connected directly or indirectly to the outer conductor. The outer conductor may terminate in a proximal electrode.

В некоторых вариантах осуществления изобретения излучающий наконечник может быть сформирован путем удаления части наружного проводника от дистального конца коаксиального питающего кабеля. Если проксимальный электрод содержит проводящее кольцо, то в таком случае проводящее кольцо может быть сформировано на дистальном конце наружного проводника. В некоторых примерах проводящее кольцо может быть образовано открытой частью наружного проводника на его дистальном конце.In some embodiments, the radiating tip may be formed by removing a portion of the outer conductor from the distal end of the coaxial feed cable. If the proximal electrode includes a conductive ring, then the conductive ring may be formed at the distal end of the outer conductor. In some examples, the conductive ring may be formed by the exposed portion of the outer conductor at its distal end.

В одном примере дистальный электрод может содержать первое проводящее кольцо на поверхности диэлектрической основной части. Первое проводящее кольцо может, например, представлять собой петлю из проводящего материала, расположенную вокруг поверхности излучающего наконечника. Первое проводящее кольцо может быть расположено так, чтобы оно было приблизительно отцентрировано на продольной оси электрохирургического инструмента. Это может улучшить симметрию профиля излучения излучающего наконечника относительно продольной оси инструмента. В некоторых примерах первое проводящее кольцо может иметь цилиндрическую форму, например, оно может быть образовано полым цилиндрическим проводником. Цилиндрическая форма дистального электрода может служить для создания профиля излучения, который является симметричным относительно продольной оси инструмента.In one example, the distal electrode may include a first conductive ring on the surface of the dielectric body. The first conductive ring may, for example, be a loop of conductive material around the surface of the emitting tip. The first conductive ring may be positioned to be approximately centered on the longitudinal axis of the electrosurgical instrument. This can improve the symmetry of the radiation profile of the emitting tip with respect to the longitudinal axis of the tool. In some examples, the first conductive ring may have a cylindrical shape, for example, it may be formed by a hollow cylindrical conductor. The cylindrical shape of the distal electrode can serve to create a radiation profile that is symmetrical about the longitudinal axis of the instrument.

Аналогичным образом проксимальный электрод может содержать второе проводящее кольцо на поверхности диэлектрической основной части, и при этом внутренний проводник соединен с дистальным электродом через проводник, который проходит через второе проводящее кольцо. Второе проводящее кольцо может, например, представлять собой петлю из проводящего материала, расположенную вокруг поверхности излучающего наконечника. Второе проводящее кольцо может быть расположено так, чтобы оно было приблизительно отцентрировано на продольной оси электрохирургического инструмента. Это может улучшить симметрию профиля излучения излучающего наконечника относительно продольной оси инструмента. Второе проводящее кольцо может определять канал, через который проходит проводник для соединения внутреннего проводника с дистальным проводником. Similarly, the proximal electrode may include a second conductive ring on the surface of the dielectric body, with the inner conductor connected to the distal electrode via a conductor that extends through the second conductive ring. The second conductive ring may, for example, be a loop of conductive material around the surface of the emitting tip. The second conductive ring may be positioned to be approximately centered on the longitudinal axis of the electrosurgical instrument. This can improve the symmetry of the radiation profile of the emitting tip with respect to the longitudinal axis of the tool. The second conductive ring may define a channel through which the conductor passes to connect the inner conductor to the distal conductor.

Проксимальный электрод и дистальный электрод могут иметь одинаковые размеры. Использование проксимального и дистального электродов одинаковой длины может гарантировать, что два электрода остаются примерно при одинаковой температуре во время абляции с помощью РЧ энергии. Это также может служить для обеспечения того, чтобы абляция не происходила предпочтительно ближе к одному из электродов, в результате чего может быть получен более однородный профиль абляции.The proximal electrode and the distal electrode may have the same dimensions. Using proximal and distal electrodes of the same length can ensure that the two electrodes remain at approximately the same temperature during ablation with RF energy. This can also serve to ensure that ablation does not preferably occur closer to one of the electrodes, whereby a more uniform ablation profile can be obtained.

Продольное разделение дистального электрода и проксимального электрода может содержать длину промежуточной части. Таким образом, дистальный электрод и проксимальный электрод могут быть электрически изолированы друг от друга по этой длине. Дистальный электрод может быть ближе к дистальному концу излучающей части (например, ближе к дистальному наконечнику инструмента), в то время как проксимальный электрод может быть ближе к проксимальному концу излучающего наконечника (например, ближе к дистальному концу коаксиального питающего кабеля). The longitudinal separation of the distal electrode and the proximal electrode may include the length of the intermediate portion. Thus, the distal electrode and the proximal electrode can be electrically isolated from each other along this length. The distal electrode may be closer to the distal end of the radiating portion (eg, closer to the distal tip of the instrument), while the proximal electrode may be closer to the proximal end of the radiating tip (eg, closer to the distal end of the coaxial feed cable).

Диэлектрическая основная часть может содержать выступающую часть диэлектрического материала коаксиального кабеля, которая выступает за дистальный конец наружного проводника. Это может упростить конструкцию излучающего наконечника и избежать отражений ЭМ энергии на границе между излучающим наконечником и коаксиальным питающим кабелем. В другом примере второй диэлектрический материал, отличный от диэлектрического материала коаксиального питающего кабеля, может быть использован для формирования диэлектрической основной части излучающего наконечника. Второй диэлектрический материал может быть выбран для улучшения согласования импеданса с целевой тканью, чтобы повысить эффективность доставки микроволновой энергии внутрь целевых тканей. В других примерах излучающий наконечник может содержать несколько различных кусков диэлектрического материала, которые выбираются и размещаются для формирования профиля излучения желаемым образом.The dielectric body may include a projecting portion of the dielectric material of the coaxial cable that protrudes beyond the distal end of the outer conductor. This can simplify the design of the emitter tip and avoid EM energy reflections at the interface between the emitter tip and the coaxial power cable. In another example, a second dielectric material other than the dielectric material of the coaxial power cable may be used to form the dielectric body of the radiating tip. The second dielectric material may be selected to improve impedance matching with the target tissue in order to increase the efficiency of microwave energy delivery to the target tissues. In other examples, the emitting tip may comprise several different pieces of dielectric material that are selected and placed to shape the emission profile in the desired manner.

Внутренний проводник коаксиального кабеля может выходить за дистальный конец наружного проводника через диэлектрическую основную часть, чтобы обеспечить электрическое соединение для дистального электрода. Внутренний проводник может быть электрически соединен с дистальным электродом посредством проводящего соединительного элемента, который проходит радиально от внутреннего проводника. Проводящий соединительный элемент может представлять собой кусок проводящего материала, который соединен (например, приварен или припаян) между внутренним проводником и дистальным электродом. Проводящий соединительный элемент проходит в поперечном направлении от внутреннего проводника, что означает, что он проходит в направлении, которое находится под углом относительно продольного направления внутреннего проводника (что соответствует продольному направлению инструмента). Например, проводящий соединительный элемент может быть расположен под углом 90 ° относительно внутреннего проводника. Проводящий соединительный элемент может содержать несколько «ответвлений» (например, проводов), проходящих между внутренним проводником и дистальным электродом. Ответвления могут быть расположены симметрично относительно продольной оси инструмента для улучшения осевой симметрии инструмента. В некоторых примерах проводящий соединительный элемент может содержать кольцо, расположенное вокруг внутреннего проводника и присоединенное между внутренним проводником и дистальным электродом, для дальнейшего улучшения осевой симметрии соединения.The inner conductor of the coaxial cable may extend beyond the distal end of the outer conductor through the dielectric body to provide an electrical connection for the distal electrode. The inner conductor may be electrically connected to the distal electrode via a conductive connector that extends radially from the inner conductor. The conductive connector may be a piece of conductive material that is connected (eg, welded or soldered) between the inner conductor and the distal electrode. The conductive connector extends transversely from the inner conductor, which means that it extends in a direction that is at an angle with respect to the longitudinal direction of the inner conductor (corresponding to the longitudinal direction of the tool). For example, the conductive connector may be positioned at a 90° angle with respect to the inner conductor. The conductive connector may include multiple "branches" (eg, wires) extending between the inner conductor and the distal electrode. The branches can be arranged symmetrically about the longitudinal axis of the tool to improve the axial symmetry of the tool. In some examples, the conductive connector may include a ring located around the inner conductor and connected between the inner conductor and the distal electrode to further improve the axial symmetry of the connection.

Настроечный элемент может содержать электропроводящую деталь, установленную внутри промежуточной части диэлектрической основной части, при этом электропроводящая деталь электрически соединена с внутренним проводником. Настроечный элемент может иметь размеры, выбранные, чтобы ввести емкость для повышения эффективности связи антенны. Когда внутренний проводник проходит в излучающий наконечник, проводящий настроечный элемент может быть расположен на той части внутреннего проводника, которая проходит в излучающий наконечник. Когда внутренний проводник соединен с дистальным электродом промежуточным проводником, проводящий настроечный элемент может быть расположен на промежуточном проводнике. Проводящий настроечный элемент может служить для повышения эффективности передачи электромагнитной энергии в целевые ткани за счет уменьшения количества энергии, отраженной от тканей. Электропроводящая деталь может представлять собой рукав, установленный вокруг части внутреннего проводника, которая проходит в диэлектрическую основную часть.The tuning element may include an electrically conductive part installed inside the intermediate part of the dielectric main part, while the electrically conductive part is electrically connected to the inner conductor. The tuning element may be sized to introduce capacitance to improve antenna communication efficiency. When the inner conductor passes into the radiating tip, the conductive tuning element may be located on that part of the inner conductor which extends into the radiating tip. When the inner conductor is connected to the distal electrode by an intermediate conductor, a conductive tuning element may be located on the intermediate conductor. The conductive tuning element can serve to increase the efficiency of electromagnetic energy transfer to target tissues by reducing the amount of energy reflected from the tissues. The electrically conductive piece may be a sleeve fitted around a portion of the inner conductor that extends into the dielectric body.

Настроечный элемент может иметь длину в продольном направлении меньше, чем расстояние между дистальным электродом и проксимальным электродом в продольном направлении. Настроечный элемент может быть установлен внутри выступающей части диэлектрического материала.The tuning element may have a length in the longitudinal direction less than the distance between the distal electrode and the proximal electrode in the longitudinal direction. The tuning element can be installed inside the protruding part of the dielectric material.

Промежуточная часть проходящей в продольном направлении диэлектрической основной части может содержать электрически изолирующую муфту, установленную над выступающей частью диэлектрического материала. Муфта может быть сконфигурирована так, чтобы наружные поверхности дистального электрода, промежуточной части и проксимального электрода были заподлицо вдоль излучающего наконечника.The intermediate portion of the longitudinally extending dielectric body may comprise an electrically insulating sleeve mounted over the protruding portion of the dielectric material. The sleeve may be configured such that the outer surfaces of the distal electrode, pontic, and proximal electrode are flush along the emitting tip.

В некоторых вариантах осуществления изобретения излучающий наконечник может дополнительно содержать диэлектрический дроссель. Диэлектрический дроссель может представлять собой часть электроизоляционного материала, установленного относительно наружного проводника (например, между наружным проводником и проксимальным электродом), чтобы уменьшить распространение ЕМ энергии, отраженной от излучающего наконечника обратно по коаксиальному питающему кабелю. Это может уменьшить величину, на которую профиль излучения излучающего наконечника проходит вдоль коаксиального питающего кабеля, и обеспечить улучшенный профиль излучения.In some embodiments of the invention, the emitting tip may further comprise a dielectric choke. The dielectric choke may be a piece of electrically insulating material placed relative to the outer conductor (eg, between the outer conductor and the proximal electrode) to reduce the propagation of EM energy reflected from the radiating tip back along the coaxial feed cable. This can reduce the amount by which the radiation profile of the emitting tip travels along the coaxial feed cable and provide an improved radiation profile.

Рассмотренный выше электрохирургический инструмент может составлять часть полной электрохирургической системы. Например, система может содержать электрохирургический генератор, предназначенный для подачи микроволновой энергии и радиочастотной энергии; и электрохирургический инструмент согласно настоящему изобретению, подключенный для приема микроволновой энергии и радиочастотной энергии от электрохирургического генератора. Электрохирургический аппарат может дополнительно содержать хирургическое смотровое устройство (например, эндоскоп), имеющее гибкий вводимый ствол для введения в организм пациента, при этом гибкий вводимый ствол имеет инструментальный канал, проходящий вдоль его длины, и при этом электрохирургический инструмент имеет размеры, подходящие для размещения внутри инструментального канала.The electrosurgical instrument discussed above may form part of a complete electrosurgical system. For example, the system may include an electrosurgical generator for delivering microwave energy and radio frequency energy; and an electrosurgical instrument of the present invention connected to receive microwave energy and radio frequency energy from the electrosurgical generator. The electrosurgical apparatus may further comprise a surgical viewing device (e.g., an endoscope) having a flexible insertion shaft for insertion into a patient's body, wherein the flexible insertion shaft has an instrument channel extending along its length, and the electrosurgical instrument is sized to fit within instrumental channel.

В настоящем описании термин «микроволновой» может использоваться в широком смысле для указания диапазона частот от 400 МГц до 100 ГГц, но предпочтительно диапазона от 1 ГГц до 60 ГГц. Предпочтительные фиксированные частоты для микроволновой ЭМ энергии включают: 915 МГц, 2,45 ГГц, 3,3 ГГц, 5,8 ГГц, 10 ГГц, 14,5 ГГц и 24 ГГц. Может быть предпочтительнее 5,8 ГГц. В противоположность этому, в данном описании используются термины «радиочастотный» или «РЧ» для указания диапазона частот, который по меньшей мере на три порядка ниже, например, вплоть до 300 МГц. Предпочтительно РЧ энергия имеет частоту, достаточно высокую для предотвращения стимуляции нервов (например, более 10 кГц) и достаточно низкую для предотвращения побледнения тканей или теплового распространения (например, менее 10 МГц). Предпочтительный частотный диапазон для РЧ энергии может составлять от 100 кГц до 1 МГц.In the present description, the term "microwave" can be used in a broad sense to indicate the frequency range from 400 MHz to 100 GHz, but preferably the range from 1 GHz to 60 GHz. Preferred fixed frequencies for microwave EM include: 915 MHz, 2.45 GHz, 3.3 GHz, 5.8 GHz, 10 GHz, 14.5 GHz and 24 GHz. 5.8 GHz may be preferable. In contrast, this description uses the terms "radio frequency" or "RF" to indicate a frequency range that is at least three orders of magnitude lower, for example, up to 300 MHz. Preferably, the RF energy is at a frequency high enough to prevent nerve stimulation (eg, greater than 10 kHz) and low enough to prevent tissue blanching or thermal spread (eg, less than 10 MHz). The preferred frequency range for RF energy may be from 100 kHz to 1 MHz.

В данном документе термины «проксимальный» и «дистальный» означают концы электрохирургического инструмента, находящиеся дальше от обрабатываемой области, и ближе к ней, соответственно. Таким образом, при использовании проксимальный конец электрохирургического инструмента находится ближе к генератору для снабжения РЧ или микроволновой энергией, в то время как дистальный конец является ближайшим к обрабатываемой области, то есть к целевым тканям пациента.As used herein, the terms "proximal" and "distal" refer to the ends of the electrosurgical instrument further from and closer to the treated area, respectively. Thus, in use, the proximal end of the electrosurgical instrument is closer to the generator for supplying RF or microwave energy, while the distal end is closest to the treated area, i.e., the patient's target tissues.

В настоящем документе термин «проводящий» используется для обозначения электрической проводимости, если в контексте не определено иное.In this document, the term "conductive" is used to mean electrical conductivity, unless otherwise specified in the context.

Используемый в данном документе термин «продольный» относится к направлению вдоль длины электрохирургического инструмента, параллельно оси коаксиальной линии передачи. Термин «внутренний» означает радиально ближайший к центру (например, оси) инструмента. Термин «наружный» означает радиально удаленный от центра (оси) инструмента.Used in this document, the term "longitudinal" refers to the direction along the length of the electrosurgical instrument, parallel to the axis of the coaxial transmission line. The term "inner" means the radially closest to the center (eg, axis) of the tool. The term "outer" means radially removed from the center (axis) of the tool.

Термин «электрохирургический» используется в отношении инструмента, аппарата или приспособлению, которые используются во время операции и которые используют микроволновую и/или радиочастотную электромагнитную (ЭМ) энергию.The term "electrosurgical" is used to refer to an instrument, apparatus or device that is used during surgery and that uses microwave and/or radio frequency electromagnetic (EM) energy.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВBRIEF DESCRIPTION OF GRAPHICS

Примеры изобретения подробно описаны ниже со ссылкой на прилагаемые графические материалы, в которых:Examples of the invention are detailed below with reference to the accompanying drawings, in which:

На Фиг. 1 представлено схематическое изображение электрохирургической системы для абляции тканей, которая представляет собой вариант осуществления изобретения;On FIG. 1 is a schematic representation of an electrosurgical tissue ablation system which is an embodiment of the invention;

На Фиг. 2 представлен схематический вид сбоку электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления изобретения;On FIG. 2 is a schematic side view of an electrosurgical instrument which is an embodiment of the invention;

На Фиг. 3 представлен схематический вид сбоку в разрезе электрохирургического инструмента, показанного на Фиг. 2;On FIG. 3 is a schematic side sectional view of the electrosurgical instrument shown in FIG. 2;

На Фиг. 4 представлена схема, показывающая смоделированные профили излучения для электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления изобретения;On FIG. 4 is a diagram showing simulated radiation profiles for an electrosurgical instrument which is an embodiment of the invention;

На Фиг. 5 представлена схема, сравнивающая смоделированные профили излучения для электрохирургического инструмента, который не является вариантом осуществления изобретения, и для электрохирургического инструмента, который является вариантом осуществления изобретения;On FIG. 5 is a diagram comparing simulated radiation profiles for an electrosurgical instrument that is not an embodiment of the invention and for an electrosurgical instrument that is an embodiment of the invention;

На Фиг. 6 представлен схематический вид сбоку в разрезе электрохирургического инструмента, который не представляет собой вариант осуществления изобретения;On FIG. 6 is a schematic side sectional view of an electrosurgical instrument, which is not an embodiment of the invention;

На Фиг. 7 представлен график моделируемых обратных потерь для электрохирургического инструмента, который является вариантом осуществления изобретения.On FIG. 7 is a plot of simulated return loss for an electrosurgical instrument that is an embodiment of the invention.

Следует отметить, что варианты осуществления изобретения, показанные на фигурах, не выполнены в масштабе.It should be noted that the embodiments of the invention shown in the figures are not drawn to scale.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ; ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ ОПЦИИ И ПРЕДПОЧТИТЕЛЬНЫЕ ВАРИАНТЫDETAILED DESCRIPTION; ADDITIONAL OPTIONS AND PREFERRED OPTIONS

На Фиг. 1 представлено схематическое изображение полной электрохирургической системы 100, способной снабжать микроволновой энергией или радиочастотной энергией дистальный конец инвазивного электрохирургического инструмента. Система 100 содержит генератор 102 для управляемой подачи микроволновой и радиочастотной энергии. Подходящий для этой цели генератор описан в патенте WO 2012/076844, который включен в данном документе посредством ссылки. Генератор может быть выполнен с возможностью контроля отраженных сигналов, принимаемых обратно от инструмента, для определения подходящего уровня мощности для доставки. Например, генератор может быть выполнен с возможностью вычисления импеданса, видимого на дистальном конце инструмента, для определения оптимального уровня мощности доставки. Генератор может быть выполнен с возможностью подачи мощности в виде серии импульсов, которые модулируются в соответствии с дыхательным циклом пациента. Это позволит подавать энергию, когда легкие спадаются.On FIG. 1 is a schematic representation of a complete electrosurgical system 100 capable of delivering microwave energy or radio frequency energy to the distal end of an invasive electrosurgical instrument. System 100 includes a generator 102 for controlled delivery of microwave and RF energy. A suitable generator for this purpose is described in WO 2012/076844, which is incorporated herein by reference. The generator may be configured to monitor the reflected signals received back from the tool to determine an appropriate power level for delivery. For example, the generator may be configured to calculate the impedance seen at the distal end of the instrument in order to determine the optimal delivery power level. The generator may be configured to deliver power as a series of pulses that are modulated in accordance with the patient's respiratory cycle. This will allow energy to be delivered when the lungs collapse.

Генератор 102 соединен с интерфейсным узлом 106 посредством интерфейсного кабеля 104. При необходимости, интерфейсный узел 106 может содержать в себе механизм управления инструментом, который работает посредством перемещения пускового устройства 110, например, для управления продольным (назад и вперед) перемещением одного или более проводов управления или толкателей (не проиллюстрированы). Если имеется множество управляющих проводов, на интерфейсном узле может быть несколько смещаемых пусковых устройств для обеспечения полного контроля. Функцией интерфейсного узла 106 является объединение входов от генератора 102 и механизма управления инструментом в один гибкий вал 112, который проходит от дистального конца интерфейсного узла 106. В других вариантах осуществления изобретения могут быть также использованы другие типы входов, соединенных с интерфейсным узлом 106. Например, в некоторых вариантах осуществления изобретения к интерфейсному узлу 106 может быть подключена подача жидкости, в результате чего к инструменту может доставляться жидкость.The generator 102 is connected to the interface node 106 via an interface cable 104. Optionally, the interface node 106 may include a tool control mechanism that operates by moving the trigger 110, for example, to control the longitudinal (back and forth) movement of one or more control wires. or pushers (not illustrated). If there are multiple control wires, the interface node can have multiple biasable triggers to provide full control. The function of the interface node 106 is to combine the inputs from the generator 102 and the tool control mechanism into a single flexible shaft 112 that extends from the distal end of the interface node 106. In other embodiments of the invention, other types of inputs connected to the interface node 106 may also be used. For example, in some embodiments of the invention, a fluid supply may be connected to the interface node 106, as a result of which fluid can be delivered to the tool.

Гибкий вал 112 вставляется по всей длине инструментального (рабочего) канала эндоскопа 114.The flexible shaft 112 is inserted along the entire length of the instrumental (working) channel of the endoscope 114.

Гибкий вал 112 имеет узел 118 дистального конца (не проиллюстрирован в масштабе на Фиг. 1), форма которого позволяет ему проходить через инструментальный канал эндоскопа 114 и выступать наружу (например, внутри пациента) на дистальном конце трубки эндоскопа. Узел дистального конца содержит активный наконечник для доставки микроволновой энергии и радиочастотной энергии в биологические ткани. Конфигурация наконечника более подробно описана ниже. The flexible shaft 112 has a distal end assembly 118 (not illustrated to scale in FIG. 1) shaped to allow it to pass through the endoscope instrument channel 114 and protrude outward (eg, inside the patient) at the distal end of the endoscope tube. The distal end assembly contains an active tip for delivering microwave energy and RF energy to biological tissues. The tip configuration is described in more detail below.

Конструкция узла 118 дистального конца может быть выполнена с максимальным наружным диаметром, подходящим для прохождения через рабочий канал. Как правило диаметр рабочего канала в хирургическом смотровом устройстве, таком как эндоскоп, составляет менее 4,0 мм, например любое значение из следующего: 2,8 мм, 3,2 мм, 3,7 мм, 3,8 мм. Длина гибкого вала 112 может быть равна или больше 0,3 м, например 2 м или более. В других примерах узел 118 дистального конца может быть установлен на дистальном конце гибкого вала 112 после того, как вал был введен через рабочий канал (и до того, как ствол инструмента введен в организм пациента). В качестве альтернативы гибкий вал 112 может быть введен в рабочий канал от дистального конца перед выполнением его проксимальных соединений. В этих конструкциях узел 118 дистального конца может иметь размеры большие, чем рабочий канал хирургического смотрового устройства 114.The design of the node 118 of the distal end can be made with a maximum outer diameter suitable for passing through the working channel. Typically, the working channel diameter in a surgical viewing device such as an endoscope is less than 4.0 mm, such as any of the following: 2.8 mm, 3.2 mm, 3.7 mm, 3.8 mm. The length of the flexible shaft 112 may be equal to or greater than 0.3 m, such as 2 m or more. In other examples, the distal end assembly 118 may be positioned at the distal end of the flexible shaft 112 after the shaft has been inserted through the working channel (and before the instrument shaft has been introduced into the patient's body). Alternatively, the flexible shaft 112 may be inserted into the working channel from the distal end prior to making its proximal connections. In these designs, the distal end assembly 118 may be larger than the working channel of the surgical viewing device 114.

Описанная выше система - это один из путей введения инструмента в организм пациента. Также возможны другие технические способы. Например, инструмент может быть также введен с использованием катетера.The system described above is one of the ways to introduce the instrument into the patient's body. Other technical methods are also possible. For example, the instrument may also be introduced using a catheter.

На Фиг. 2 представлен вид в перспективе дистального конца электрохирургического инструмента 200, который представляет собой вариант осуществления изобретения. На Фиг. 3 показан вид сбоку в разрезе того же электрохирургического инструмента 200. Дистальный конец электрохирургического инструмента 200 может соответствовать, например, узлу 118 дистального конца, описанному выше. Электрохирургический инструмент 200 содержит коаксиальный питающий кабель 202, который на своем проксимальном конце может быть подсоединен к генератору (например, генератору 102) для передачи микроволновой энергии и РЧ энергии. Коаксиальный питающий кабель 202 содержит внутренний проводник 204 и наружный проводник 206, которые разделены диэлектрическим материалом 208. Коаксиальный питающий кабель 202 предпочтительно имеет низкие потери микроволновой энергии. На коаксиальном подводящем кабеле 204 может быть предусмотрен дроссель (не показан) для предотвращения обратного распространения микроволновой энергии, отраженной от дистального конца, и, следовательно, ограничения обратного нагрева вдоль устройства. Коаксиальный кабель дополнительно содержит гибкую наружную оболочку 210, расположенную вокруг наружного проводника 206 для защиты коаксиального кабеля. Наружная оболочка 210 может быть изготовлена из изоляционного материала для электрической изоляции наружного проводника 206 от его окружения. Наружная оболочка 210 может быть изготовлена из материала с низкой адгезией, или покрыта им, например, ПТФЭ, для предотвращения адгезии тканей к инструменту.On FIG. 2 is a perspective view of the distal end of an electrosurgical instrument 200 which is an embodiment of the invention. On FIG. 3 shows a side sectional view of the same electrosurgical instrument 200. The distal end of the electrosurgical instrument 200 may correspond to, for example, the distal end assembly 118 described above. The electrosurgical instrument 200 includes a coaxial power cable 202 which, at its proximal end, may be connected to a generator (eg, generator 102) for transmitting microwave and RF energy. The coaxial feed cable 202 includes an inner conductor 204 and an outer conductor 206 that are separated by a dielectric material 208. The coaxial feed cable 202 preferably has low microwave power loss. A choke (not shown) may be provided on the coaxial lead-in cable 204 to prevent backpropagation of microwave energy reflected from the distal end and therefore limit backheating along the device. The coaxial cable further includes a flexible outer sheath 210 located around the outer conductor 206 to protect the coaxial cable. The outer sheath 210 may be made of an insulating material to electrically isolate the outer conductor 206 from its surroundings. The outer sheath 210 may be made of, or coated with, a low adhesion material, such as PTFE, to prevent tissue from adhering to the instrument.

Излучающий наконечник 212 выполнен на дистальном конце коаксиального питающего кабеля 202. Излучающий наконечник 212 предназначен для приема микроволновой энергии и РЧ энергии, передаваемой по коаксиальному питающему кабелю 202, и доставки энергии внутрь биологических тканей. Излучающий наконечник 212 содержит проксимальный электрод 214, расположенный рядом с проксимальным концом излучающего наконечника 212. Проксимальный электрод 214 представляет собой полый цилиндрический проводник, который образует открытое кольцо вокруг наружной поверхности излучающего наконечника 212. Проксимальный электрод 214 электрически соединен с наружным проводником 206 коаксиального питающего кабеля 202. Например, проксимальный электрод 214 может быть приварен или припаян к наружному проводнику 206. Проксимальный электрод 214 может быть электрически соединен с наружным проводником 206 посредством области физического контакта, которых проходит по всей окружности наружного проводника 206, чтобы гарантировать осевую симметрию соединения. Проксимальный электрод 214 расположен коаксиально с коаксиальным питающим кабелем 202 (т. е. продольная ось цилиндрического проксимального электрода 214 совмещена с продольной осью коаксиального питающего кабеля 202) и имеет наружный диаметр, который соответствует диаметру коаксиального питающего кабеля 202. Таким образом, проксимальный электрод лежит заподлицо с наружной поверхностью коаксиального питающего кабеля 202. Это может предотвратить захват тканей на проксимальном электроде 214. Наружный проводник 206 заканчивается в проксимальном электроде 214, то есть он не выходит за пределы проксимального электрода 214 в дистальном направлении. В некоторых вариантах осуществления изобретения (не показаны) проксимальный электрод может представлять собой открытый дистальный участок наружного проводника 206.An emitter tip 212 is provided at the distal end of the coaxial feed cable 202. The emitter tip 212 is designed to receive microwave energy and RF energy transmitted over the coaxial feed cable 202 and deliver the energy into biological tissues. The emitting tip 212 includes a proximal electrode 214 located near the proximal end of the emitting tip 212. The proximal electrode 214 is a hollow cylindrical conductor that forms an open ring around the outer surface of the emitting tip 212. The proximal electrode 214 is electrically connected to the outer conductor 206 of the coaxial supply cable 202 For example, the proximal electrode 214 may be welded or soldered to the outer conductor 206. The proximal electrode 214 may be electrically connected to the outer conductor 206 through a physical contact area that extends around the entire circumference of the outer conductor 206 to ensure axial symmetry of the connection. The proximal electrode 214 is coaxial with the coaxial feed cable 202 (i.e., the longitudinal axis of the cylindrical proximal electrode 214 is aligned with the longitudinal axis of the coaxial feed cable 202) and has an outer diameter that matches the diameter of the coaxial feed cable 202. Thus, the proximal electrode lies flush with the outer surface of the coaxial feed cable 202. This can prevent tissue entrapment at the proximal electrode 214. The outer conductor 206 ends at the proximal electrode 214, that is, it does not extend beyond the proximal electrode 214 in the distal direction. In some embodiments of the invention (not shown), the proximal electrode may be an open distal portion of the outer conductor 206.

Излучающий наконечник 212 также содержит дистальный электрод 216, расположенный на дистальном конце излучающего наконечника 212 или рядом с ним. Дистальный электрод 216 представляет собой полый цилиндрический проводник, который образует открытое кольцо вокруг наружной поверхности излучающего наконечника 212. Как и проксимальный электрод 214, дистальный электрод 216 расположен коаксиально с коаксиальным питающим кабелем 202. Проксимальный и дистальный электроды 214, 216 могут иметь практически одинаковые форму и размер. Как проиллюстрировано на Фиг. 2, проксимальный и дистальный электроды 214, 216 имеют длину L1 в продольном направлении электрохирургического инструмента 200. Дистальный электрод 216 расположен на расстоянии от проксимального электрода 214 в продольном направлении электрохирургического инструмента 200 на расстоянии G (см. Фиг. 2). Другими словами, дистальный электрод 216 проходит дальше по длине электрохирургического инструмента 200 на расстояние G. Проксимальный и дистальный электроды 214, 216 имеют наружный диаметр, который равен наружному диаметру коаксиального питающего кабеля 202, в результате чего электрохирургический инструмент 200 имеет гладкую наружную поверхность.The emitting tip 212 also includes a distal electrode 216 located at or near the distal end of the emitting tip 212. The distal electrode 216 is a hollow cylindrical conductor that forms an open ring around the outer surface of the radiating tip 212. Like the proximal electrode 214, the distal electrode 216 is located coaxially with the coaxial feed cable 202. The proximal and distal electrodes 214, 216 may have substantially the same shape and the size. As illustrated in FIG. 2, the proximal and distal electrodes 214, 216 have length L1 in the longitudinal direction of the electrosurgical instrument 200. The distal electrode 216 is located at a distance G from the proximal electrode 214 in the longitudinal direction of the electrosurgical instrument 200 (see FIG. 2). In other words, the distal electrode 216 extends further along the length of the electrosurgical instrument 200 by a distance G. The proximal and distal electrodes 214, 216 have an outer diameter that is equal to the outer diameter of the coaxial power cable 202, resulting in the electrosurgical instrument 200 having a smooth outer surface.

Проксимальный электрод 214 (который образован полым цилиндрическим проводником) определяет канал, через который проходит выступающий в дистальном направлении участок внутреннего проводника 204. Таким образом, внутренний проводник 204 проходит внутрь излучающего наконечника 212, где он электрически соединяется с дистальным электродом 216. Внутренний проводник 204 электрически соединен с дистальным электродом 216 через проводник 218, который проходит радиально (т. е. наружу) от внутреннего проводника 206. Проводник 218 может содержать один или множество отводов (например, провода или другие гибкие проводящие элементы), которые расположены симметрично относительно оси внутреннего проводника 204. В качестве альтернативы проводник 218 может содержать проводящий диск или кольцо, установленные вокруг внутреннего проводника 204 и соединенные между внутренним проводником 204 и дистальным электродом 216. Соединение между внутренним проводником 204 и дистальным электродом 216 предпочтительно является симметричным относительно оси, определяемой внутренним проводником 204. Это может способствовать формированию симметричной формы поля вокруг излучающего наконечника 212.The proximal electrode 214 (which is formed by a hollow cylindrical conductor) defines a channel through which the distally protruding portion of the inner conductor 204 passes. connected to the distal electrode 216 through a conductor 218 that extends radially (i.e., outward) from the inner conductor 206. The conductor 218 may contain one or more taps (eg, wires or other flexible conductive elements) that are symmetrical about the axis of the inner conductor 204. Alternatively, conductor 218 may include a conductive disk or ring positioned around inner conductor 204 and connected between inner conductor 204 and distal electrode 216. The connection between inner conductor 204 and distal electrode 216 is preferably is symmetrical about the axis defined by the inner conductor 204. This can help to form a symmetrical field shape around the radiating tip 212.

Часть диэлектрического материала 208 коаксиального питающего кабеля 202 также проходит за пределы дистального конца наружного проводника 206 внутрь излучающего наконечника 212 через канал, образованный проксимальным электродом 214. Таким образом, внутренний проводник 204 и проксимальный электрод 214 изолированы диэлектрическим материалом 208. Муфта 220 предусмотрена вокруг излучающего наконечника 212 между проксимальным электродом 214 и дистальным электродом 216. Муфта 220 может действовать для защиты диэлектрического материала 208 и обеспечения того, чтобы наружная поверхность излучающего наконечника являлась гладкой. Муфта 220 может быть изготовлена из того же материала и выполнять ту же функцию, что и наружная оболочка 210.A portion of dielectric material 208 of coaxial feed cable 202 also extends beyond the distal end of outer conductor 206 into radiant tip 212 through a channel defined by proximal electrode 214. Thus, inner conductor 204 and proximal electrode 214 are insulated by dielectric material 208. Sleeve 220 is provided around radiant tip. 212 between proximal electrode 214 and distal electrode 216. Sleeve 220 may act to protect dielectric material 208 and ensure that the outer surface of the emitting tip is smooth. Sleeve 220 may be made from the same material and function as outer sheath 210.

Излучающий наконечник 212 дополнительно содержит заостренный дистальный наконечник 222, расположенный на дистальном конце инструмента. Дистальный наконечник 222 может быть заострен, чтобы облегчить введение излучающего наконечника 212 в целевые ткани. Тем не менее, в других вариантах осуществления изобретения (не показаны) дистальный конец может быть закругленным или плоским. Дистальный наконечник 222 может быть изготовлен из диэлектрического материала, например такого же, как диэлектрический материал 208. В некоторых вариантах осуществления изобретения материал дистального наконечника 222 может быть выбран для улучшения согласования импеданса с целевыми тканями, чтобы повысить эффективность, с которой ЭМ энергия доставляется к целевым тканям. Дистальный наконечник 222 может быть изготовлен из материала с низкой адгезией, или покрыт им (например, ПТФЭ), для предотвращения адгезии к нему тканей.The emitting tip 212 further includes a pointed distal tip 222 located at the distal end of the instrument. The distal tip 222 may be tapered to facilitate insertion of the emitting tip 212 into target tissues. However, in other embodiments of the invention (not shown), the distal end may be rounded or flat. Distal tip 222 may be made of a dielectric material, such as dielectric material 208, for example. tissues. The distal tip 222 may be made of, or coated with, a low adhesion material (eg, PTFE) to prevent tissue from adhering to it.

Излучающий наконечник 212 дополнительно содержит настроечный элемент 224. Настроечный элемент 224 представляет собой электропроводящий элемент, который соединен с внутренним проводником 204 между проксимальным электродом 214 и дистальным электродом 216 для создания емкостного реактивного сопротивления. В этом примере проводящий настроечный элемент имеет цилиндрическую форму и расположен коаксиально с внутренним проводником 204. Настроечный элемент 224 имеет длину L2 в продольном направлении и наружный диаметр X1 (см. Фиг. 3). Эти параметры могут быть выбраны для введения емкости, которая улучшает эффективность связи (то есть снижает отраженный сигнал) инструмента при работе в качестве микроволновой антенны, как описано ниже.The emitting tip 212 further includes a tuning element 224. The tuning element 224 is an electrically conductive element that is connected to the inner conductor 204 between the proximal electrode 214 and the distal electrode 216 to create a capacitive reactance. In this example, the conductive tuning element has a cylindrical shape and is located coaxially with the inner conductor 204. The tuning element 224 has a length L2 in the longitudinal direction and an outer diameter X1 (see Fig. 3). These parameters can be chosen to introduce a capacitance that improves the communication efficiency (ie, reduces the reflected signal) of the tool when operating as a microwave antenna, as described below.

Поскольку проксимальный электрод 214 и дистальный электрод 216 электрически соединены с наружным проводником 206 и внутренним проводником 204, соответственно, они могут использоваться в качестве биполярных РЧ режущих электродов. Например, дистальный электрод 216 может действовать как активный электрод, а проксимальный электрод 214 может действовать как обратный электрод для РЧ энергии, передаваемой по коаксиальному питающему кабелю 202. Таким образом, целевые ткани, расположенные вокруг излучающего наконечника 212, могут быть разрезаны и/или подвергнуты коагуляции с использованием РЧ энергии с помощью механизмов, описанных выше. Because proximal electrode 214 and distal electrode 216 are electrically connected to outer conductor 206 and inner conductor 204, respectively, they can be used as bipolar RF cutting electrodes. For example, the distal electrode 216 may act as the active electrode and the proximal electrode 214 may act as the return electrode for the RF energy transmitted over the coaxial feed cable 202. coagulation using RF energy using the mechanisms described above.

Кроме того, излучающий наконечник 212 может действовать как микроволновая дипольная антенна, когда микроволновая энергия передается по коаксиальному питающему кабелю 202. В частности, проксимальный электрод 214 и дистальный электрод 216 могут действовать как излучающие элементы дипольной антенны на микроволновых частотах. Таким образом, конструкция излучающего наконечника позволяет доставлять в целевые ткани как радиочастотную, так и микроволновую энергию. Это позволяет подвергать абляции и/или коагуляции целевые ткани с использованием радиочастотной и микроволновой энергии, в зависимости от типа ЭМ энергии, передаваемой на излучающий наконечник. Цилиндрические формы проксимального и дистального электродов 214, 216 могут служить для создания профиля излучения, симметричного относительно продольной оси инструмента 200. In addition, radiating tip 212 can act as a microwave dipole antenna when microwave energy is transmitted over coaxial feed cable 202. In particular, proximal electrode 214 and distal electrode 216 can act as dipole antenna radiating elements at microwave frequencies. Thus, the design of the emitting tip makes it possible to deliver both RF and microwave energy to the target tissues. This allows target tissues to be ablated and/or coagulated using RF and microwave energy, depending on the type of EM energy transmitted to the emitting tip. The cylindrical shapes of the proximal and distal electrodes 214, 216 can serve to create a radiation profile that is symmetrical about the longitudinal axis of the instrument 200.

Конфигурация электродов 214, 216, определяемая параметрами L1 и G, может быть выбрана заранее, чтобы обеспечить требуемый диаметр абляции (для данной формы волны энергии и локальных свойств тканей). Цилиндрические электроды используются для создания симметричного (относительно продольной оси устройства) профиля абляции. Ниже приведены примерные размеры, которые могут быть использованы для электрохирургического инструмента, который является вариантом осуществления изобретения: L1 и L2 могут составлять 3 мм; G может составлять 5 мм; X1 может составлять 1,2 мм; наружный диаметр инструмента может составлять около 1,9 мм; внутренний диаметр проксимального и дистального электродов может составлять 1,5 мм.The configuration of the electrodes 214, 216, defined by parameters L1 and G, can be preselected to provide the desired ablation diameter (for a given energy waveform and local tissue properties). Cylindrical electrodes are used to create a symmetrical (with respect to the longitudinal axis of the device) ablation profile. The following are exemplary dimensions that can be used for an electrosurgical instrument that is an embodiment of the invention: L1 and L2 may be 3 mm; G may be 5 mm; X1 can be 1.2mm; the outer diameter of the tool can be about 1.9 mm; the inner diameter of the proximal and distal electrodes can be 1.5 mm.

На Фиг. 4 показаны расчетные профили излучения в целевых тканях для электрохирургического инструмента в соответствии с вариантом осуществления изобретения. На панели A на Фиг. 4 показан смоделированный профиль излучения на частоте 400 кГц (то есть для радиочастотной энергии), а на панели B на Фиг. 4 показан смоделированный профиль излучения на частоте 5,8 ГГц (т.е. для микроволновой энергии). Как можно видеть, на обеих частотах профиль излучения распространяется между проксимальным и дистальным электродами и вокруг них. Профиль излучения для микроволновой энергии (панель B) является более сферическим, чем для радиочастотной энергии (панель A). В противоположность этому, профиль излучения для радиочастоты имеет более вытянутую форму и больше сконцентрирован вокруг проксимального и дистального электродов. Таким образом, профиль излучения изменяется в зависимости от того, передается к излучающему наконечнику микроволновая энергия или же радиочастотная энергия. Это может привести к разному объему абляции (то есть к объему целевых тканей, который подвергается абляции ЭМ энергией), в зависимости от типа ЭМ энергии, передаваемой на излучающий наконечник. Таким образом, например, объемом абляции можно управлять путем переключения между микроволновой энергией и радиочастотной энергией.On FIG. 4 shows calculated radiation profiles in target tissues for an electrosurgical instrument in accordance with an embodiment of the invention. On panel A in Fig. 4 shows a simulated emission profile at 400 kHz (i.e. for RF energy) and panel B in FIG. 4 shows a simulated emission profile at 5.8 GHz (ie for microwave energy). As can be seen, at both frequencies, the radiation profile propagates between and around the proximal and distal electrodes. The emission profile for microwave energy (panel B) is more spherical than for RF energy (panel A). In contrast, the radiation profile for RF is more elongated and more concentrated around the proximal and distal electrodes. Thus, the radiation profile changes depending on whether microwave energy or radio frequency energy is transmitted to the radiating tip. This can result in a different amount of ablation (ie, the volume of target tissue that is ablated with EM energy), depending on the type of EM energy delivered to the emitting tip. Thus, for example, the amount of ablation can be controlled by switching between microwave energy and radio frequency energy.

На Фиг. 5 проиллюстрировано, как на профиль микроволнового излучения электрохирургического инструмента влияет наличие проксимального и дистального электродов. На панели А на Фиг. 5 показан расчетный профиль излучения для электрохирургического инструмента, который не имеет проксимального и дистального электродов. Конструкция электрохирургического инструмента, показанного на панели A на Фиг. 5, проиллюстрирована на Фиг. 6. Электрохирургический инструмент 600, показанный на Фиг. 6, имеет конструкцию, аналогичную показанной на Фиг. 2 и 3, за исключением того, что она не включает проксимальный и дистальный электроды. Подобно электрохирургическому инструменту 200 согласно варианту осуществления изобретения, электрохирургический инструмент 600 содержит коаксиальный питающий кабель 602, имеющий внутренний проводник 604 и наружный проводник 606, которые разделены диэлектрическим материалом 608. Излучающий наконечник 610 выполнен на конце коаксиального питающего кабеля 602. Внутренний проводник 604 и диэлектрический материал проходят внутрь излучающего наконечника 610, однако наружный проводник 606 заканчивается на излучающем наконечнике 610. На внутреннем проводнике излучающего наконечника 610 предусмотрен проводящий настроечный элемент 612. На панели В на Фиг.5 показан расчетный профиль излучения для электрохирургического инструмента, имеющего конструкцию согласно варианту осуществления изобретения (например, аналогичную показанной на Фиг. 2 и 3). Оба профиля излучения моделируются при частоте микроволновой энергии 5,8 ГГц. За исключением отсутствия проксимального и дистального электродов в электрохирургическом инструменте 600, размеры электрохирургических инструментов, используемых в обоих моделированиях, являются одинаковыми.On FIG. 5 illustrates how the microwave radiation profile of an electrosurgical instrument is affected by the presence of proximal and distal electrodes. On panel A in Fig. 5 shows the calculated radiation profile for an electrosurgical instrument that does not have proximal and distal electrodes. The design of the electrosurgical instrument shown in panel A in FIG. 5 is illustrated in FIG. 6. The electrosurgical instrument 600 shown in FIG. 6 has a structure similar to that shown in FIG. 2 and 3, except that it does not include proximal and distal electrodes. Like the electrosurgical instrument 200 according to an embodiment of the invention, the electrosurgical instrument 600 includes a coaxial power cable 602 having an inner conductor 604 and an outer conductor 606 that are separated by a dielectric material 608. pass inside the radiating tip 610, however, the outer conductor 606 ends at the radiating tip 610. A conductive tuning element 612 is provided on the inner conductor of the radiating tip 610. Panel B in Fig. 5 shows the calculated radiation profile for an electrosurgical instrument having a design according to an embodiment of the invention for example, similar to that shown in Fig. 2 and 3). Both radiation profiles are simulated at a microwave energy frequency of 5.8 GHz. With the exception of the absence of proximal and distal electrodes in the 600 electrosurgical instrument, the dimensions of the electrosurgical instruments used in both simulations are the same.

Как видно из Фиг. 5, форма рассчитанных профилей излучения для электрохирургических инструментов различается. В частности, профиль излучения электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления изобретения (панель B) имеет более сферическую форму по сравнению с профилем излучения электрохирургического инструмента 600 (панель A). Как показано линиями на Фиг. 5, профиль излучения электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления изобретения больше сконцентрирован вокруг излучающего наконечника. Напротив, профиль излучения электрохирургического инструмента 600 имеет более длинный хвост, который проходит вдоль части коаксиального питающего кабеля. Это распространение профиля излучения по коаксиальному питающему кабелю может быть названо «каплевидным эффектом». Таким образом, использование проксимального и дистального электродов в электрохирургическом инструменте позволяет уменьшить каплевидный эффект. Профиль излучения электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления изобретения может иметь преимущество в том, что он позволяет избежать абляции тканей, которые расположены в отдалении от излучающего наконечника. Каплевидный эффект может быть дополнительно уменьшен за счет включения диэлектрического дросселя в излучающий наконечник электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления изобретения. Например, диэлектрический дроссель может представлять собой участок диэлектрического материала, который расположен в излучающем наконечнике между проксимальным электродом и наружным проводником (то есть в канале, определяемом проксимальным электродом).As can be seen from FIG. 5, the shape of the calculated radiation profiles for electrosurgical instruments is different. In particular, the radiation profile of the electrosurgical instrument according to the embodiment of the invention (panel B) is more spherical compared to the radiation profile of the electrosurgical instrument 600 (panel A). As shown by lines in Fig. 5, the radiation profile of an electrosurgical instrument according to an embodiment of the invention is more concentrated around the emitting tip. In contrast, the radiation profile of the electrosurgical instrument 600 has a longer tail that runs along a portion of the coaxial feed cable. This propagation of the radiation profile along the coaxial feeder cable can be called the "teardrop effect". Thus, the use of proximal and distal electrodes in an electrosurgical instrument makes it possible to reduce the teardrop effect. The radiation profile of an electrosurgical instrument according to an embodiment of the invention may have the advantage of avoiding ablation of tissues that are located away from the radiating tip. The teardrop effect can be further reduced by including a dielectric choke in the radiating handpiece of an electrosurgical instrument according to an embodiment of the invention. For example, the dielectric choke may be a piece of dielectric material that is located in the radiating tip between the proximal electrode and the outer conductor (ie, in the channel defined by the proximal electrode).

На Фиг. 7 показан смоделированный график зависимости S-параметра (также известного как «обратные потери») от частоты микроволновой энергии для электрохирургического инструмента 200. Как хорошо известно в технической области, S-параметр является мерой обратных потерь микроволновой энергии из-за несоответствия импеданса, и поэтому S-параметр указывает степень несоответствия импеданса между целевыми тканями и излучающим наконечником. S-параметр может быть определен уравнением P _I =SP _R, где P _I -- мощность, исходящая от инструмента в направлении тканей, P _R-- мощность, отраженная обратно от тканей, а S -- S-параметр. Как показано на Фиг. 6, S-параметр составляет -17,09 дБ на частоте 5,8 ГГц, что означает, что на этой частоте от тканей отражается очень мало микроволновой энергии. Это указывает на хорошее согласование импеданса на рабочей частоте 5,8 ГГц и на то, что микроволновая энергия эффективно доставляется от излучающего наконечника внутрь тканей на этой частоте.On FIG. 7 shows a simulated plot of the S-parameter (also known as "return loss") versus microwave energy frequency for an electrosurgical instrument 200. As is well known in the technical field, the S-parameter is a measure of microwave energy return loss due to impedance mismatch, and therefore The S-parameter indicates the degree of impedance mismatch between the target tissues and the emitting tip. The S-parameter can be determined by the equation P _I =SP _R , where P _I is the power radiating from the instrument towards the tissues, P _R is the power reflected back from the tissues, and S is the S-parameter. As shown in FIG. 6, the S-parameter is -17.09 dB at 5.8 GHz, which means that very little microwave energy is reflected from tissues at this frequency. This indicates a good impedance match at the operating frequency of 5.8 GHz and that the microwave energy is effectively delivered from the emitting tip into tissues at this frequency.

Авторы изобретения провели испытания ex vivo электрохирургического инструмента, имеющего конструкцию, аналогичную показанной на Фиг. 2 и 3. Испытания проводились на патологических тканях свиньи (печень, предназначенная для цепи создания пищевой продукции). Образцы были запечатаны в пакет и помещены в водяную баню при 37 °C перед тестированием. Затем дистальный конец электрохирургического инструмента вставляли в подготовленные образцы тканей. Затем к образцам подводилась РЧ и микроволновая энергия. РЧ энергия имела частоту 400 кГц и форму волны коагуляции 18 Вт, подаваемую в течение 66 с с рабочим циклом 91%. Микроволновая энергия имела частоту 5,8 ГГц и уровень мощности 25 Вт, подаваемый в виде непрерывной волны в течение 120 с. The inventors conducted ex vivo tests on an electrosurgical instrument having a design similar to that shown in FIG. 2 and 3. The tests were carried out on pathological tissues of a pig (liver destined for the food chain). Samples were sealed in a bag and placed in a water bath at 37°C before testing. The distal end of the electrosurgical instrument was then inserted into the prepared tissue samples. Then RF and microwave energy was applied to the samples. The RF energy had a frequency of 400 kHz and a coagulation waveform of 18 W applied for 66 seconds with a duty cycle of 91%. The microwave energy had a frequency of 5.8 GHz and a power level of 25 W applied as a continuous wave for 120 seconds.

Затем были проведены измерения образовавшихся зон абляции, результаты которых показаны в таблице 1. Длина зоны абляции соответствует ее измеренной длине в продольном направлении электрохирургического инструмента. Ширина зоны абляции соответствует ее ширине в направлении, перпендикулярном продольному направлению. Было обнаружено, что формы и размеры зон абляции хорошо коррелируют с смоделированными профилями излучения, описанными выше.The resulting ablation zones were then measured, the results of which are shown in Table 1. The length of the ablation zone corresponds to its measured length in the longitudinal direction of the electrosurgical instrument. The width of the ablation zone corresponds to its width in the direction perpendicular to the longitudinal direction. The shapes and sizes of the ablation zones were found to correlate well with the simulated radiation profiles described above.

Абляция Ablation Образец 1 Sample 1 Образец 2 Sample 2 Образец 3 Sample 3 Образец 4 Sample 4 Образец 5 Sample 5 РЧRF 14 мм × 4 мм14mm×4mm 13 мм × 4 мм13 mm × 4 mm 14 мм × 4 мм 14mm×4mm 13 мм × 4 мм 13 mm × 4 mm 14 мм × 4 мм 14mm×4mm МикроволныMicrowave 21 мм × 16 мм 21mm×16mm 21 мм × 16 мм21mm×16mm 21 мм × 15 мм 21mm×15mm 21 мм × 14 мм 21mm×14mm 21 мм × 15 мм 21mm×15mm

Таблица 1: Размер зоны абляцииTable 1: Ablation zone size

Claims

1. An electrosurgical instrument, comprising:

a coaxial power cable for transmitting microwave energy and radio frequency energy, wherein the coaxial power cable includes an inner conductor, an outer conductor, and a dielectric material separating the inner conductor and the outer conductor; and

a radiating tip located at the distal end of the coaxial cable for receiving microwave energy and radio frequency energy, and the radiating tip contains:

a longitudinally extending dielectric body;

a distal electrode and a proximal electrode disposed on a surface of the dielectric body, the distal electrode and the proximal electrode being physically separated from each other in the longitudinal direction by an intermediate portion of the longitudinally extending dielectric body; and

a tuning element installed in the intermediate part of the dielectric body extending in the longitudinal direction and electrically connected to the inner conductor, the tuning element comprising an electrically conductive piece installed inside the intermediate part of the dielectric body,

wherein the distal electrode is electrically connected to the inner conductor,

wherein the proximal electrode is electrically connected to the outer conductor,

moreover, the distal electrode and the proximal electrode are made as an active electrode and a return electrode for delivering radio frequency energy, and

wherein the radiating tip acts as an antenna for radiating microwave energy.

2. An electrosurgical instrument according to claim 1, wherein the distal electrode comprises a first conductive ring on the surface of the dielectric body.

3. An electrosurgical instrument according to claim 1 or 2, wherein the proximal electrode comprises a second conductive ring on the surface of the dielectric body, and wherein the inner conductor is connected to the distal electrode through a conductor that passes through the second conductive ring.

4. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, wherein the proximal electrode and the distal electrode are the same size.

5. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, wherein the outer conductor terminates at a proximal electrode.

6. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, wherein the inner conductor passes through the dielectric body, and wherein the inner conductor is electrically connected to the distal electrode via a conductive connector that extends radially from the inner conductor.

7. An electrosurgical instrument according to any of the preceding claims, wherein the electrically conductive piece is a sleeve fitted around a portion of the inner conductor that extends into the dielectric body.

8. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, wherein the tuning element has a longitudinal length less than the longitudinal distance between the distal electrode and the proximal electrode.

9. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, wherein the dielectric body comprises a protruding portion of dielectric material that protrudes beyond the distal end of the outer conductor.

10. An electrosurgical instrument according to claim 9, wherein the tuning element is installed inside the protruding part of the dielectric material.

11. An electrosurgical instrument according to claim 9 or 10, wherein the intermediate portion of the longitudinally extending dielectric body comprises an electrically insulating sleeve mounted over the projecting portion of the dielectric material.

12. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, wherein the outer surfaces of the distal electrode, pontic, and proximal electrode are flush along the radiating tip.

13. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, wherein the tuning element is sized to introduce capacitance to improve antenna coupling efficiency.

14. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, wherein the radiating tip further comprises a dielectric choke.

15. An electrosurgical system for processing biological tissues, comprising:

an electrosurgical generator for delivering microwave energy and/or radio frequency energy; and

an electrosurgical instrument according to any of the preceding claims, connected to receive microwave energy and/or radio frequency energy from an electrosurgical generator.

16. The electrosurgical system of claim 15 further comprising a surgical viewing device having a flexible insertion shaft for insertion into a patient's body, wherein the flexible insertion shaft has an instrument channel extending along its length, and wherein the electrosurgical instrument is sized to fit within instrumental channel.