RU2778071C2

RU2778071C2 - Electrosurgical instrument

Info

Publication number: RU2778071C2
Application number: RU2020139683A
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: 2022-08-15

Abstract

FIELD: medical equipment.

SUBSTANCE: group of inventions relates to medical equipment, namely an electrosurgical instrument and an electrosurgical system for cutting and ablating biological tissues. The instrument contains a coaxial power cable for transmitting microwave energy and radio frequency energy, an emitting tip. The coaxial power cable contains an inner conductor, an outer conductor, and the first dielectric material separating the inner conductor and the outer conductor. The emitting tip is located at the distal end of the coaxial cable for receiving microwave energy and radio frequency energy. The tip contains the main part of the tip, the first electrode, and the second electrode. The main part of the tip is made of the second dielectric material, has the proximal end and the distal end, contains an end surface at the distal end of the main part of the tip. The proximal end of the main part of the tip is connected to the distal end of the coaxial power cable. The distal end of the main part of the tip is facing away from the coaxial power cable. Electrodes are located on the end surface of the main part of the tip. The second electrode is separated from the first electrode by a part of the open second dielectric material. The first electrode is electrically connected to the inner conductor of the coaxial power cable by means of a conductive element. The element passes through a channel in the main part of the tip. The second electrode is electrically connected to the outer conductor of the coaxial cable by means of a conductive structure. The conductive structure defines a shape of a field, which is formed in or on the main part of the tip. Electrodes are made as active and return electrodes for delivering radio frequency energy. The conductive element and the conductive structure defining the shape of the field are made as an antenna for emitting microwave energy. The conductive structure defining the shape of the field is made with the possibility of defining a profile shape of emission of microwave energy emitted from the emitting tip. The electrosurgical system contains an electrosurgical generator, an electrosurgical instrument. The generator is designed to supply microwave energy and radio frequency energy. The instrument is connected to receive microwave energy and radio frequency energy from the electrosurgical generator.

EFFECT: due to the combination of design features of an electrosurgical instrument, including the location of electrodes, a conductive element passing through a channel of the main part of a tip, there is a possibility of radiofrequency cutting and microwave ablation of biological tissues, delivery of microwave energy to target tissue, while minimizing the impact on surrounding healthy tissues.

23 cl, 8 dwg

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 чрескожной хирургии, лапароскопической хирургии, или же в открытом хирургическом вмешательстве.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 percutaneous surgery, laparoscopic surgery, or open surgery.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИBACKGROUND 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. 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. 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 tissue. 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. Other electrosurgical instruments can be delivered to the target area using a surgical viewing device (eg, an endoscope) that can be passed through channels in the body, such as the airway. This enables 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 usually contain from 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 (РЧ ЭМ) энергия 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), при этом сопротивление потоку электронов через ткани генерирует тепло. Когда немодулированный синусоидальный сигнал прилагают 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 (RF EM) energy can be used to cut and/or coagulate biological tissues. The RF energy cutting method operates on the principle that an electric current passes through the intercellular substance of tissues (due to the ionic content of the cells), 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 tissue has been dissected.

РЧ коагуляция осуществляется за счет приложения к тканям другой формы волны, в результате чего содержимое клетки не испаряется, а нагревается до около 65 °C. В результате этого происходит высушивание тканей из-за обезвоживания, а также денатурация белков. RF coagulation is carried out by applying a different waveform to the tissues, as a result of which the contents of the cell do not evaporate, but are heated to about 65 ° C. As a result of this, tissues dry out due to dehydration, as well as protein denaturation.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯSUMMARY OF THE INVENTION

В самом общем виде в настоящем изобретении предлагается электродная структура для дистального наконечника электрохирургического инструмента, которая обеспечивает как эффективную доставку радиочастотной (РЧ) энергии в переднем (дистальном) направлении, так и равномерную доставку микроволновой энергии для абляции в участке, окружающем дистальный наконечник. РЧ энергия может быть доставлена сфокусированным образом, например так, чтобы РЧ энергия точно разрезала ткани для упрощения размещения дистального наконечника. В отличие от нее, микроволновая энергия может быть доставлена по большей площади, например, во всех направлениях, чтобы способствовать осуществлению эффективной абляции.In its most general form, the present invention provides an electrode structure for the distal handpiece of an electrosurgical instrument that provides both efficient delivery of radio frequency (RF) energy in the anterior (distal) direction and uniform delivery of microwave energy for ablation in the region surrounding the distal handpiece. The RF energy can be delivered in a focused manner, such that the RF energy accurately cuts tissue to facilitate distal tip placement. In contrast, microwave energy can be delivered over a larger area, for example in all directions, to facilitate effective ablation.

За счет введения излучающего наконечника в целевые ткани перед доставкой микроволновой энергии можно повысить эффективность доставки микроволновой энергии в целевые ткани и при этом свести к минимуму количество микроволновой энергии, доставляемой в здоровые ткани. Электрохирургический инструмент может использоваться для приложения РЧ и микроволновой энергии одновременно или по отдельности, например, одна за другой.By inserting the emitting tip into target tissues prior to delivery of microwave energy, it is possible to increase the efficiency of delivery of microwave energy to target tissues while minimizing the amount of microwave energy delivered to healthy tissues. The electrosurgical instrument may be used to apply RF and microwave energy simultaneously or separately, such as one after the other.

Как правило, для разрезания внешней стенки опухоли и абляции опухоли используются разные инструменты. Авторы изобретения пришли к выводу, что из-за этого существует риск диссеминации раковых клеток в здоровые части тела, когда инструмент для разрезания опухоли извлекается из тела. В настоящем изобретении один электрохирургический инструмент используется как для разрезания, так и для абляции тканей, что может снизить риск диссеминации раковых клеток в здоровые участки тела. Дополнительное преимущество электрохирургического инструмента согласно настоящему изобретению заключается в сокращении времени на смену инструментов во время хирургического вмешательства. В частности, настоящее изобретение предусматривает быструю смену функции инструмента между РЧ разрезанием и микроволновой абляцией.Typically, different instruments are used to cut the outer wall of the tumor and ablate the tumor. The inventors came to the conclusion that because of this, there is a risk of dissemination of cancer cells to healthy parts of the body when the instrument for cutting the tumor is removed from the body. In the present invention, a single electrosurgical instrument is used to both cut and ablate tissue, which can reduce the risk of cancer cells spreading to healthy areas of the body. An additional advantage of the electrosurgical instrument of the present invention is the reduction in instrument change time during surgery. In particular, the present invention provides for a quick change of instrument function between RF cutting and microwave ablation.

Согласно первому аспекту настоящего изобретения предлагается электрохирургический инструмент, содержащий: коаксиальный питающий кабель для передачи микроволновой энергии и радиочастотной энергии, причем коаксиальный питающий кабель имеет внутренний проводник, наружный проводник и первый 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: основную часть наконечника, выполненную из второго диэлектрического материала, причем основная часть наконечника имеет проксимальный конец, который соединен с дистальным концом коаксиального питающего кабеля, и дистальный конец, обращенный в сторону от коаксиального питающего кабеля; и первый электрод и второй электрод, расположенные на дистальном конце основной части наконечника, причем второй электрод отделен от первого электрода частью открытого второго диэлектрического материала, причем первый электрод электрически соединен с внутренним проводником коаксиального питающего кабеля посредством проводящего элемента, который проходит через основную часть наконечника, причем второй электрод электрически соединен с наружным проводником коаксиального кабеля посредством проводящей структуры, задающей форму поля, образуемой в или на основной части наконечника, причем первый электрод и второй электрод выполнены как активный и возвратный электроды для доставки радиочастотной энергии, причем проводящий элемент и проводящая структура, задающая форму поля, выполнены как антенна для излучения микроволновой энергии, и причем проводящая структура, задающая форму поля, выполнена с возможностью задания формы профиля излучения микроволновой энергии, излучаемой из излучающего наконечника.According to a first aspect of the present invention, 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 first 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: the main part of the tip, made of a second dielectric material, and the main part of the tip has a proximal end that is connected to the distal end of the coaxial power cable, and a distal end facing away from the coaxial power cable; and a first electrode and a second electrode located at the distal end of the body of the handpiece, the second electrode being separated from the first electrode by a portion of the exposed second dielectric material, the first electrode being electrically connected to the inner conductor of the coaxial power cable by means of a conductive element that extends through the main body of the handpiece, moreover, the second electrode is electrically connected to the outer conductor of the coaxial cable through a conductive structure that defines the shape of the field formed in or on the main part of the tip, and the first electrode and the second electrode are made as active and return electrodes for delivering radio frequency energy, moreover, the conductive element and the conductive structure, shaping the field, are made as an antenna for radiating microwave energy, and moreover, the conductive structure that sets the shape of the field is configured to set the shape of the radiation profile of the microwave energy radiated from the radiating cone chnik.

С помощью этой структуры инструмент может разрезать и осуществлять абляцию целевых тканей в теле. Инструмент может особенно подходить для абляции тканей в легких, однако он может использоваться для абляции тканей в других органах, включая, помимо прочего, печень, почку и мышцы. Для эффективной абляции целевых тканей желательно, чтобы излучающий наконечник был расположен как можно ближе к целевым тканям (и во многих случаях внутри них). Для достижения целевых тканей (например, в легких), может потребоваться введение инструмента через проходы (например, дыхательные пути) и в обход препятствий. Это означает, что в идеальном случае инструмент должен быть гибким и иметь небольшое сечение. В частности, устройство должно быть очень гибким возле своего наконечника, где его, возможно, придется направлять вдоль проходов, таких как бронхиолы, которые могут быть узкими и извилистыми.With this structure, the instrument can cut and ablate target tissues in the body. The instrument may be particularly suitable for tissue ablation in the lung, however, it may be used to ablate tissue in other organs, including but not limited to the liver, kidney, and muscle. For effective ablation of target tissues, it is desirable that the emitting tip be located as close as possible to the target tissues (and in many cases inside them). To reach target tissues (eg, in the lungs), it may be necessary to insert the instrument through passages (eg, airways) and avoid obstructions. This means that, ideally, the tool should be flexible and have a small section. In particular, the device must be very flexible near its tip, where it may need to be guided along passageways such as bronchioles, which can be narrow and tortuous.

Коаксиальный питающий кабель может представлять собой обычный коаксиальный кабель, который может быть соединен одним концом с электрохирургическим генератором. В частности, внутренний проводник может представлять собой удлиненный проводник, проходящий вдоль продольной оси коаксиального питающего кабеля. Первый 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 первого диэлектрического материала. Коаксиальный питающий кабель может дополнительно содержать наружную защитную оболочку для изоляции и защиты кабеля. В некоторых примерах защитная оболочка может быть выполнена из материала с низкой адгезией или покрыта им для предотвращения адгезии тканей к кабелю. Излучающий наконечник расположен на дистальном конце коаксиального питающего кабеля. 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 conventional 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 first 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 first dielectric material. The coaxial power cable may further 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. 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.

Основная часть наконечника предназначена для поддержки первого и второго электродов и проводящей структуры, задающей форму поля. Второй диэлектрический материал может быть таким же как и первый диэлектрический материал, или может отличаться от него. Второй диэлектрический материал может быть выбран для улучшения согласования импеданса с целевыми тканями, чтобы повысить эффективность доставки микроволновой энергии внутрь целевых тканей. В некоторых примерах основная часть наконечника может быть выполнена из множества различных диэлектрических материалов, которые выбраны и расположены так, чтобы задавать форму профиля микроволнового излучения желаемым образом. В примерах, в которых первый и второй диэлектрические материалы одинаковы, основная часть наконечника может быть образована частью первого диэлектрического материала, которая выступает за пределы дистального конца коаксиального питающего кабеля. Это может упростить конструкцию излучающего наконечника и избежать отражений ЭМ энергии на границе между излучающим наконечником и коаксиальным питающим кабелем.The main part of the tip is designed to support the first and second electrodes and the conductive structure that defines the shape of the field. The second dielectric material may be the same as or different from the first dielectric material. The second dielectric material can be selected to improve impedance matching with target tissues to increase the efficiency of microwave energy delivery to target tissues. In some examples, the body of the tip may be made from a variety of different dielectric materials that are selected and positioned to shape the microwave profile in the desired manner. In instances where the first and second dielectric materials are the same, the main portion of the ferrule may be formed by a portion of the first dielectric material that protrudes beyond the distal end of the coaxial power cable. 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.

Первый и второй электроды расположены на основной части наконечника, т. е. они открыты на поверхности основной части наконечника. Первый и второй электроды электрически соединены с внутренним проводником и наружным проводником коаксиального питающего кабеля соответственно. Таким образом, первый и второй электроды могут получать радиочастотную энергию, которая передается по коаксиальному питающему кабелю, и, таким образом, могут использоваться как биполярные РЧ режущие электроды. За счет передачи радиочастотной энергии на первый и второй электроды, биологические ткани, которые расположены между электродами, могут быть разрезаны и/или подвергнуты коагуляции посредством механизмов, описанных выше.The first and second electrodes are located on the body of the handpiece, i.e. they are open on the surface of the main body of the handpiece. The first and second electrodes are electrically connected to the inner conductor and the outer conductor of the coaxial feed cable, respectively. Thus, the first and second electrodes can receive RF energy, which is transmitted through the coaxial power cable, and thus can be used as bipolar RF cutting electrodes. By transmitting RF energy to the first and second electrodes, biological tissues that are located between the electrodes can be cut and/or coagulated through the mechanisms described above.

Основная часть наконечника может содержать канал, через которых проходит проводящий элемент для электрического соединения первого электрода с внутренним проводником. Канал может представлять собой туннелеобразный проход через участок основной части наконечника. Таким образом, часть проводящего элемента может быть окружена основной частью наконечника. Поперечное сечение канала может соответствовать поперечному сечению проводящего элемента, вследствие чего проводящий элемент находится в контакте с основной частью наконечника в канале. Дополнительно или альтернативно проводящий элемент может быть закреплен внутри канала с использованием адгезива или эпоксидной смолы. Как описано ниже, проводящий элемент может представлять собой часть внутреннего проводника, выступающую в дистальном направлении.The body of the tip may include a channel through which a conductive element passes to electrically connect the first electrode to the inner conductor. The channel may be a tunnel-like passage through a portion of the body of the tip. Thus, part of the conductive element can be surrounded by the body of the tip. The cross section of the channel may correspond to the cross section of the conductive element, whereby the conductive element is in contact with the body of the ferrule in the channel. Additionally or alternatively, the conductive element may be fixed within the channel using an adhesive or epoxy resin. As described below, the conductive element may be a distally protruding portion of the inner conductor.

Проводящая структура, задающая форму поля, предназначена для соединения второго электрода с наружным проводником коаксиального питающего кабеля. Проводящая структура, задающая форму поля, изолирована от первого проводник вторым диэлектрическим материалом основной части наконечника. Таким образом, проводящий элемент и проводящая структура, задающая форму поля, отделены друг от друга на толщину второго диэлектрического материала. Проводящая структура, задающая форму поля, и проводящий элемент могут быть расположены на одной оси друг с другом, причем между ними находится второй диэлектрик.The conductive structure that defines the shape of the field is designed to connect the second electrode to the outer conductor of the coaxial power cable. The conductive structure that defines the shape of the field is isolated from the first conductor by the second dielectric material of the main part of the tip. Thus, the conductive element and the conductive structure shaping the field are separated from each other by the thickness of the second dielectric material. The conductive structure that defines the shape of the field and the conductive element can be located on the same axis with each other, with a second dielectric between them.

Проводящий элемент и проводящая структура, задающая форму поля, вместе выполнены как антенна для излучения микроволновой энергии. Проводящая структура, задающая форму поля, предназначена для задания формы профиля излучения излучаемой микроволновой энергии. Например, если желательно излучать микроволновую энергию преимущественно в конкретном направлении, проводящая структура, задающая форму поля, может быть частью проводящего материала, расположенной на боковой стороне основной части наконечника, чтобы блокировать излучение микроволновой энергии с этой боковой стороны излучающего наконечника. Более сложные профили излучения могут быть получены за счет надлежащего задания формы и размещения проводящей структуры, задающей форму поля. The conductive member and the conductive field shaping structure are together formed as an antenna for emitting microwave energy. The conductive structure that sets the shape of the field is designed to set the shape of the radiation profile of the emitted microwave energy. For example, if it is desired to radiate microwave energy predominantly in a particular direction, the field shaping conductive structure may be a piece of conductive material located on the side of the tip body to block radiation of microwave energy from that side of the radiating tip. More complex radiation profiles can be obtained by proper shaping and placement of the field shaping conductive structure.

Таким образом, конфигурация излучающего наконечника позволяет обрабатывать ткани с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии. В частности, проводящая структура, задающая форму поля, обеспечивает излучение микроволновой энергии из излучающего наконечника, одновременно поддерживая электрическое соединение с вторым электродом, для осуществления РЧ разрезания между первым и вторым электродами.Thus, the emitting tip configuration allows tissue to be processed using both RF and microwave energy. Specifically, the field shaping conductive structure radiates microwave energy from the radiating tip while maintaining an electrical connection with the second electrode to effect RF cutting between the first and second electrodes.

В некоторых вариантах осуществления проводящая структура, задающая форму поля, может содержать удлиненный проводник, проходящий вдоль длины излучающего наконечника. Например, проводящая структура, задающая форму поля, может представлять собой провод или полосу из проводящего материала, соединяющую наружный проводник с вторым электродом. Удлиненный проводник может проходить параллельно продольному направлению электрохирургического инструмента. Удлиненный проводник может быть предназначен для частичного блокирования излучения микроволновой энергии, вследствие чего профиль излучения является асимметричным относительно продольной оси инструмента. Это может обеспечивать излучение микроволновой энергии с боковой стороны излучающего наконечника для осуществления направленной микроволновой абляции.In some embodiments, the field shaping conductive structure may include an elongated conductor extending along the length of the emitting tip. For example, the conductive structure that defines the shape of the field may be a wire or strip of conductive material connecting the outer conductor to the second electrode. The elongate conductor may extend parallel to the longitudinal direction of the electrosurgical instrument. The elongated conductor may be designed to partially block the radiation of microwave energy, as a result of which the radiation profile is asymmetric with respect to the longitudinal axis of the tool. This may allow microwave energy to be emitted from the side of the emitting tip for targeted microwave ablation.

В некоторых вариантах осуществления проводящая структура, задающая форму поля, может включать в себя проводящую структуру с прорезью, образованную вокруг проводящего элемента. Например, проводящая структура с прорезью может представлять собой проводящий рукав с прорезью, выполненной в рукаве. В другом примере проводящая структура может быть выполнена в виде спирального проводящего элемента, намотанного вокруг основной части наконечника. В этом примере прорезь представляет собой спиральную прорезь, образованную зазором между смежными витками.In some embodiments, the field shaping conductive structure may include a slotted conductive structure formed around the conductive element. For example, the slotted conductive structure may be a conductive sleeve with a slot formed in the sleeve. In another example, the conductive structure may be in the form of a helical conductive element wound around the body of the tip. In this example, the slit is a helical slit formed by the gap between adjacent turns.

Прорезь в проводящей структуре обеспечивает выход микроволновой энергии из излучающего наконечника. Прорезь может представлять собой отверстие или зазор в проводящем материале, в результате наличия которого образуется проводящая структура с прорезью. Остальная часть проводящей структуры (т. е. проводящий материал, составляющий проводящую структуру) может блокировать выход микроволновой энергии из излучающего наконечника. При передаче микроволновой энергии по излучающему наконечнику инструмента микроволновая энергия может излучаться через прорезь. В частности, прорезь может прерывать силовые линии, проходящие вдоль наружного проводника и проводящей структуры, вследствие чего прорезь излучает микроволновую энергию. Первый проводник и проводящая структура с прорезью, таким образом, могут действовать как щелевая микроволновая антенна (или «антенна вытекающей волны»). Размеры и форма прорези могут быть подобраны для получения желаемого профиля микроволнового излучения. Например, если желательно излучать микроволновую энергию только с одной боковой стороны излучающего наконечника, прорезь может быть расположена на соответствующей боковой стороне проводящей структуры. Ширина прорези может быть меньше или равна длине волны микроволновой энергии для обеспечения эффективного излучения микроволновой энергии из прорези. Электрическая длина прорези может быть отрегулирована за счет использования материала с диэлектрическим наполнением (т. е. с диэлектрической проницаемостью > 1) в основной части наконечника.A slot in the conductive structure allows the microwave energy to exit from the emitting tip. The slit may be a hole or gap in the conductive material which results in a slit conductive structure. The rest of the conductive structure (ie, the conductive material constituting the conductive structure) may block the output of microwave energy from the emitting tip. By transmitting microwave energy through the radiating tip of the tool, microwave energy can be radiated through the slot. In particular, the slit can interrupt lines of force along the outer conductor and the conductive structure, whereby the slit radiates microwave energy. The first conductor and the slotted conductive structure can thus act as a slotted microwave antenna (or "leaky wave antenna"). The dimensions and shape of the slit can be adjusted to obtain the desired microwave radiation profile. For example, if it is desired to emit microwave energy from only one side of the emitting tip, the slot may be located on the corresponding side of the conductive structure. The width of the slit may be less than or equal to the wavelength of the microwave energy in order to efficiently radiate the microwave energy from the slit. The electrical length of the slot can be adjusted by using a dielectric-filled material (i.e. with a dielectric constant > 1) in the body of the tip.

В некоторых вариантах осуществления проводящая структура с прорезью может содержать спиральный проводящий элемент, намотанный вокруг наружной поверхности основной части наконечника с образованием спиральной прорези, в которой открыт второй диэлектрический материал. Спиральная прорезь может обеспечивать излучение микроволновой энергии из излучающего наконечника по существу симметрично относительно продольной оси электрохирургического инструмента. Это может обеспечивать абляцию тканей в точно определенном объеме, который окружает излучающий наконечник. Спиральная прорезь может проходить от проксимального конца основной части наконечника до дистального конца основной части наконечника, вследствие чего микроволновая энергия может излучаться по всей длине основной части наконечника. Спиральная прорезь может быть образована за счет намотки или осаждения проводящего материала вокруг основной части наконечника для формирования спирального проводника или за счет вырезания или вытравливания спиральной прорези на проводящем рукаве. In some embodiments, the slotted conductive structure may comprise a helical conductive element wound around the outer surface of the body of the ferrule to form a helical slot in which the second dielectric material is exposed. The helical slot may allow radiation of microwave energy from the radiating tip substantially symmetrically about the longitudinal axis of the electrosurgical instrument. This can provide tissue ablation in a precisely defined volume that surrounds the emitting tip. The spiral slit may extend from the proximal end of the handpiece body to the distal end of the handpiece body, whereby microwave energy can be radiated along the entire length of the handpiece body. The helical slit may be formed by winding or depositing a conductive material around the body of the ferrule to form a helical conductor, or by cutting or etching a helical slit into the conductive sleeve.

За счет наличия спиральной прорези в проводящей структуре проводящая структура содержит спиральный проводник, который обеспечивает электрический путь между вторым электродом и наружным проводником. Ширина спиральной прорези может быть меньше или равна длине волны микроволновой энергии для обеспечения эффективного излучения микроволновой энергии. By providing a helical slot in the conductive structure, the conductive structure comprises a helical conductor which provides an electrical path between the second electrode and the outer conductor. The width of the helical slit may be less than or equal to the wavelength of the microwave energy to ensure efficient radiation of the microwave energy.

В некоторых вариантах осуществления шаг спиральной прорези может варьировать вдоль длины проводящей структуры. В данном случае шаг спиральной прорези относится к длине в продольном направлении, соответствующей одному полному витку спирали. «Длина» проводящей структуры относится к длине в продольном направлении электрохирургического инструмента. В одном примере шаг спиральной прорези может увеличиваться от проксимального конца проводящей структуры к дистальному концу проводящей структуры. Другими словами, расстояние между соседними витками в спиральной прорези может увеличиваться к дистальному концу проводящей структуры. В альтернативном примере шаг спиральной прорези может уменьшаться от проксимального конца проводящей структуры к дистальному концу проводящей структуры, т. е. расстояние между соседними витками уменьшается к дистальному концу. За счет изменения шага спиральной прорези вдоль длины проводящей структуры можно отрегулировать профиль излучения микроволновой энергии. Например, вследствие увеличения шага спиральной прорези возле дистального конца из дистального конца излучающего наконечника будет излучаться больше микроволновой энергии. В частности, спиральная прорезь определяет место излучения микроволновой энергии (из зазоров в проводящей структуре). При изменении шага меняется место/положение зазоров относительно излучающего наконечника. Это может привести к изменению профиля излучения.In some embodiments, the pitch of the helical slot may vary along the length of the conductive structure. In this case, the pitch of the helical slot refers to the length in the longitudinal direction corresponding to one complete turn of the helix. The "length" of the conductive structure refers to the length in the longitudinal direction of the electrosurgical instrument. In one example, the pitch of the helical slot may increase from the proximal end of the conductive structure to the distal end of the conductive structure. In other words, the distance between adjacent turns in the helical slot may increase towards the distal end of the conductive structure. In an alternative example, the pitch of the helical slot may decrease from the proximal end of the conductive structure to the distal end of the conductive structure, i.e., the distance between adjacent turns decreases towards the distal end. By varying the pitch of the helical slot along the length of the conductive structure, the emission profile of the microwave energy can be adjusted. For example, due to the increased pitch of the helical slot near the distal end, more microwave energy will be emitted from the distal end of the emitting tip. In particular, the helical slit defines the location of the emission of microwave energy (from gaps in the conductive structure). When the pitch changes, the place/position of the gaps relative to the radiating tip changes. This can lead to a change in the radiation profile.

В некоторых вариантах осуществления спиральная прорезь может сужаться вдоль длины проводящей структуры. Другими словами, ширина спиральной прорези может изменяться (например, увеличиваться или уменьшаться) вдоль длины проводящей структуры. Это может быть достигнуто, например, за счет изменения ширины спирального проводника вдоль длины проводящей структуры. Аналогично изменению шага спирального проводника, изменение ширины спирального проводника может способствовать заданию формы профиля микроволнового излучения излучающего наконечника желаемым образом. При излучении энергии из проксимального конца излучающего наконечника остается меньше энергии для прохождения вниз по длине излучающего наконечника. За счет увеличения ширины спиральной прорези к дистальному концу излучающего наконечника большее количество оставшейся энергии может распространяться/входить в окружающие ткани. Это может способствовать обеспечению более равномерного профиля абляции вдоль длины излучающего наконечника. Другими словами, через проксимальный конец излучающего наконечника может излучаться небольшая доля большого количества энергии, а через дистальный конец может излучаться большая доля небольшого количества энергии.In some embodiments, the helical slot may taper along the length of the conductive structure. In other words, the width of the helical slit may vary (eg, increase or decrease) along the length of the conductive structure. This can be achieved, for example, by varying the width of the helical conductor along the length of the conductive structure. Similar to changing the pitch of the helical conductor, changing the width of the helical conductor can help shape the microwave radiation profile of the radiating tip in the desired manner. When energy is emitted from the proximal end of the emitting tip, there is less energy to travel down the length of the emitting tip. By increasing the width of the spiral slot towards the distal end of the radiating tip, more of the remaining energy can be distributed/entered into the surrounding tissue. This can help provide a more uniform ablation profile along the length of the emitting tip. In other words, a small fraction of a large amount of energy may be emitted through the proximal end of the emitting tip, and a large fraction of a small amount of energy may be emitted through the distal end.

В некоторых вариантах осуществления ширина прорези проводящей структуры может составлять приблизительно одну десятую длины волны микроволновой энергии в биологических тканях. Это может способствовать уравниванию количества энергии, излучаемой/входящей в окружающие ткани вдоль длины излучающего наконечника.In some embodiments, the implementation of the slot width of the conductive structure may be approximately one tenth of the wavelength of microwave energy in biological tissues. This can help equalize the amount of energy radiated/entered into the surrounding tissues along the length of the emitting tip.

В некоторых вариантах осуществления проводящая структура с прорезью может содержать множество прорезей для излучения микроволновой энергии. Таким образом, микроволновая энергия может излучаться с каждой из множества прорезей. Например, за счет размещения прорезей в различных участках проводящей структуры с прорезью, микроволновая энергия может излучаться из различных частей излучающего наконечника. Дополнительно, взаимодействие между пучками микроволновой энергии, излучаемыми через каждую из множества прорезей, может влиять на профиль излучения, вследствие чего может быть достигнуто высоконаправленное излучение микроволновой энергии.In some embodiments, the slotted conductive structure may comprise a plurality of slots for emitting microwave energy. Thus, microwave energy can be radiated from each of the plurality of slits. For example, by arranging slits in different portions of the slit conductive structure, microwave energy can be emitted from different parts of the radiating tip. Additionally, the interaction between the microwave energy beams radiated through each of the plurality of slits can influence the radiation profile, whereby highly directional microwave energy radiation can be achieved.

В некоторых вариантах осуществления каждая из множества прорезей может иметь идентичную ширину, и прорези могут быть равномерно разнесены вдоль продольного направления излучающего наконечника. Другими словами, множество прорезей могут быть расположены в виде эквидистантной решетки вдоль продольного направления излучающего наконечника. Эта компоновка прорезей может стать причиной резонанса микроволновой энергии в излучающем наконечнике. По мере спуска микроволновой энергии по излучающему наконечнику, микроволновая энергия может излучаться из прорезей. На дистальном конце излучающего наконечника может происходить частичное отражение микроволновой энергии. Отраженная микроволновая энергия может излучаться из прорезей по мере ее перемещения назад, вверх по излучающему наконечнику. Такой цикл отражения может повторяться внутри излучающего наконечника. Таким образом, излучающий наконечник может работать как резонансная микроволновая антенна.In some embodiments, each of the plurality of slits may have an identical width, and the slits may be evenly spaced along the longitudinal direction of the radiating tip. In other words, the plurality of slits may be arranged in an equidistant array along the longitudinal direction of the radiating tip. This arrangement of slits can cause microwave energy to resonate in the emitting tip. As microwave energy descends down the emitting tip, microwave energy can be emitted from the slits. At the distal end of the emitting tip, a partial reflection of the microwave energy may occur. Reflected microwave energy can be emitted from the slits as it travels back up the emitter tip. Such a reflection cycle can be repeated inside the emitting tip. Thus, the radiating tip can work as a resonant microwave antenna.

В некоторых вариантах осуществления каждая из множества прорезей может иметь отличающуюся ширину, и множество прорезей могут быть расположены вдоль продольного направления излучающего наконечника в порядке увеличения или уменьшения ширины. Таким образом, ширина прорезей может увеличиваться или уменьшаться от проксимального конца излучающего наконечника к его дистальному концу. Предпочтительно прорезь с наименьшей шириной может быть расположена на проксимальном конце, а прорезь с наибольшей шириной может быть расположена на дистальном конце. При такой компоновке прорезей излучающий наконечник может работать как микроволновая антенна бегущей волны. Это связано с тем, что эта компоновка прорезей может обеспечить положительный градиент коэффициента связи от излучающего наконечника к окружающим тканям.In some embodiments, each of the plurality of slits may have a different width, and the plurality of slits may be arranged along the longitudinal direction of the radiating tip in order of increasing or decreasing width. Thus, the width of the slits may increase or decrease from the proximal end of the radiating tip to its distal end. Preferably, the slit with the smallest width may be located at the proximal end, and the slit with the largest width may be located at the distal end. With this arrangement of slots, the emitting tip can operate as a microwave traveling wave antenna. This is because this slit arrangement can provide a positive coupling coefficient gradient from the emitting tip to the surrounding tissues.

В некоторых вариантах осуществления проводящая структура с прорезью может быть расположена на наружной поверхности основной части наконечника. Таким образом, наружная поверхность основной части наконечника может действовать как опора для проводящей структуры с прорезью. Например, проводящая структура с прорезью может быть приклеена или прикреплена иным образом к наружной поверхности основной части наконечника. Это может упростить конструкцию излучающего наконечника. Это также может улучшить изоляцию между первым проводником и проводящей структурой, поскольку первый проводник проходит через канал внутри основной части наконечника, а проводящая структура находится снаружи основной части наконечника. Излучающий наконечник может дополнительно содержать защитный слой (например, выполненный из изоляционного материала), расположенный поверх проводящей структуры с прорезью для защиты проводящей структуры с прорезью от окружающей среды. Однако в альтернативных вариантах осуществления проводящая структура с прорезью может быть частично встроена в основную часть наконечника, например, проводящая структура с прорезью может быть расположена под наружной поверхностью основной части наконечника. Таким образом, наружная поверхность основной части наконечника может служить для защиты проводящей структуры с прорезью.In some embodiments, the slotted conductive structure may be located on the outer surface of the body of the tip. Thus, the outer surface of the body of the tip can act as a support for the slotted conductive structure. For example, the slotted conductive structure may be glued or otherwise attached to the outer surface of the body of the tip. This can simplify the design of the emitting tip. This can also improve the insulation between the first conductor and the conductive structure, since the first conductor passes through the channel inside the ferrule body and the conductive structure is outside the ferrule body. The radiating tip may further comprise a protective layer (eg, made of an insulating material) disposed over the slotted conductive structure to protect the slotted conductive structure from the environment. However, in alternative embodiments, the slotted conductive structure may be partially embedded in the ferrule body, for example, the slotted conductive structure may be located under the outer surface of the ferrule body. Thus, the outer surface of the body of the ferrule can serve to protect the slotted conductive structure.

В некоторых вариантах осуществления проводящий элемент содержит дистальную часть внутреннего проводника, которая выступает через основную часть наконечника для соединения с первым электродом. Другими словами, проводящий элемент может представлять собой продолжение внутреннего проводника, который выступает за пределы дистального конца коаксиального питающего кабеля и проходит через канал в основной части наконечника. Это позволяет избежать создания электрического соединения между проводящим элементом и внутренним проводником на поверхности контакта между излучающим наконечником и коаксиальным питающим кабелем. Это может повысить надежность электрического соединения с первым электродом. Это также может упростить конструкцию излучающего наконечника, поскольку он может быть выполнен на конце коаксиального питающего кабеля с использованием внутреннего проводника коаксиального питающего кабеля.In some embodiments, the implementation of the conductive element includes a distal part of the inner conductor, which protrudes through the body of the tip for connection with the first electrode. In other words, the conductive element may be an extension of the inner conductor that extends beyond the distal end of the coaxial feed cable and passes through a channel in the body of the handpiece. This avoids creating an electrical connection between the conductive element and the inner conductor at the contact surface between the radiating tip and the coaxial feed cable. This can improve the reliability of the electrical connection with the first electrode. This can also simplify the design of the radiating tip since it can be provided at the end of the coaxial feed cable using the inner conductor of the coax feed cable.

В некоторых вариантах осуществления первый электрод может быть образован из открытого дистального наконечника внутреннего проводника. Другими словами, внутренний проводник может проходить через канал в основной части наконечника таким образом, чтобы дистальный наконечник внутреннего проводника был открыт через отверстие в канале. Например, канал может иметь отверстие на дистальном конце основной части наконечника, где открыт дистальный наконечник внутреннего проводника. Дистальный наконечник внутреннего проводника может выступать из канала, например, он может проходить за пределы дистального конца основной части наконечника. Альтернативно дистальный наконечник внутреннего проводника может быть расположен заподлицо с основной частью наконечника, вследствие чего он не выступает за пределы дистального конца основной части наконечника. За счет этого можно исключить наличие острых краев вокруг дистального наконечника внутреннего проводника, которые могут зацепиться за ткани. При использовании дистального наконечника внутреннего проводника в качестве первого электрода конструкция излучающего наконечника может быть упрощена. Это связано с тем, что внутренний проводник действует и как первый проводник, и как первый электрод, вследствие чего количество компонентов и электрических соединений, необходимых для изготовления излучающего наконечника, может быть уменьшено.In some embodiments, the first electrode may be formed from the exposed distal tip of the inner conductor. In other words, the inner conductor may pass through the channel in the body of the ferrule so that the distal tip of the inner conductor is exposed through the hole in the channel. For example, the channel may have an opening at the distal end of the body of the ferrule where the distal ferrule of the inner guidewire is exposed. The distal tip of the inner conductor may protrude from the channel, for example, it may extend beyond the distal end of the body of the ferrule. Alternatively, the distal tip of the inner conductor may be flush with the body of the ferrule so that it does not protrude beyond the distal end of the body of the ferrule. This avoids the presence of sharp edges around the distal tip of the inner guide wire that could snag on tissues. By using the distal tip of the inner conductor as the first electrode, the design of the emitting tip can be simplified. This is because the inner conductor acts as both the first conductor and the first electrode, whereby the number of components and electrical connections required to manufacture the radiating tip can be reduced.

В некоторых вариантах осуществления проводящая структура может быть образована наружным проводником, проходящим поверх основной части наконечника. Другими словами, наружный проводник может проходить непрерывно от коаксиального питающего кабеля до излучающего наконечника без прерываний. Например, наружный проводник может образовывать рукав, который проходит поверх основной части наконечника. Прорезь может быть образована в части наружного проводника, которая проходит поверх основной части наконечника. Это может упрощать образование излучающего наконечника на конце коаксиального питающего кабеля, поскольку наружный проводник обеспечивает проводящую структуру, в которой легко может быть выполнена прорезь. Это также позволяет избежать необходимости в прикреплении и электрическом присоединении отдельной проводящей структуры на дистальном конце коаксиального питающего кабеля.In some embodiments, the conductive structure may be formed by an outer conductor extending over the body of the tip. In other words, the outer conductor can run continuously from the coaxial feed cable to the radiating tip without interruption. For example, the outer conductor may form a sleeve that extends over the body of the ferrule. The slot may be formed in the portion of the outer conductor which extends over the body of the ferrule. This can make it easier to form a radiating lug at the end of a coaxial feeder cable because the outer conductor provides a conductive structure that can be easily slotted. It also avoids the need to attach and electrically connect a separate conductive structure at the distal end of the coaxial feed cable.

В некоторых вариантах осуществления проводящая структура с прорезью может быть электрически соединена с наружным проводником посредством проводящего кольца, расположенного на дистальном конце коаксиального питающего кабеля. Одна сторона проводящего кольца может быть электрически соединена с наружным проводником (например, с помощью пайки или сварки), а другая сторона проводящего кольца может быть электрически соединена с проводящей структурой. Проводящее кольцо может обеспечивать большую поверхность, с которой может быть осуществлено электрическое соединение, для упрощения электрического соединения с наружным проводником и повышения надежности соединения. Проводящее кольцо может быть выполнено из жесткого материала для дополнительного упрощения электрического соединения с наружным проводником (который может быть выполнен из гибкого материала для придания гибкости коаксиальному питающему кабелю). Проводящее кольцо также может быть предназначено для задания формы профиля микроволнового излучения излучающего наконечника, поскольку оно обеспечивает область проводящего материала, соединенную с наружным проводником.In some embodiments, the slotted conductive structure may be electrically connected to the outer conductor via a conductive ring located at the distal end of the coaxial feed cable. One side of the conductive ring may be electrically connected to the outer conductor (eg by soldering or welding), and the other side of the conductive ring may be electrically connected to the conductive structure. The conductive ring may provide a large surface to which an electrical connection can be made to simplify the electrical connection to the outer conductor and improve the reliability of the connection. The conductive ring may be made of a rigid material to further simplify the electrical connection to the outer conductor (which may be made of a flexible material to give flexibility to the coaxial power cable). The conductive ring can also be used to shape the microwave radiation profile of the emitting tip, as it provides a region of conductive material connected to the outer conductor.

В некоторых вариантах осуществления основная часть наконечника может содержать торцевую поверхность на дистальном конце основной части наконечника, причем первый электрод и второй электрод могут быть расположены на торцевой поверхности второго диэлектрического материала. Торцевая поверхность может представлять собой плоскую поверхность, на которой расположены первый и второй электроды. Биологические ткани, которые находятся рядом с торцевой поверхностью основной части наконечника, могут быть разрезаны с использованием РЧ энергии. Торцевая поверхность может быть ориентирована в конкретном направлении для обеспечения желаемого направления разрезания. Разрезание тканей на дистальном конце основной части наконечника может упростить прохождение излучающего наконечника в целевые ткани, вследствие чего микроволновая энергия может эффективно доставляться к целевым тканям.In some embodiments, the body of the tip may include an end surface at the distal end of the body of the tip, wherein the first electrode and the second electrode may be located on the end surface of the second dielectric material. The end surface may be a flat surface on which the first and second electrodes are located. Biological tissues that are close to the end surface of the main part of the handpiece can be cut using RF energy. The end face may be oriented in a particular direction to provide the desired cutting direction. Cutting tissue at the distal end of the main body of the handpiece can facilitate the passage of the radiating tip into target tissues, whereby microwave energy can be efficiently delivered to target tissues.

В некоторых вариантах осуществления торцевая поверхность может лежать в плоскости, перпендикулярной продольной оси коаксиального питающего кабеля. Таким образом, торцевая поверхность основной части наконечника может быть обращена вперед, т. е. в сторону от коаксиального питающего кабеля. Эта конфигурация может обеспечить возможность разрезания биологических тканей, которые расположены непосредственно перед излучающим наконечником, с использованием РЧ энергии, доставляемой к первому и второму электродам. Это может упростить прохождение инструмента в целевые ткани. Например, прохождение в целевые ткани может быть достигнуто за счет разрезания тканей перед инструментом с использованием РЧ энергии и проталкивания инструмента вперед через разрезанные ткани до достижения целевой зоны.In some embodiments, the end face may lie in a plane perpendicular to the longitudinal axis of the coaxial feed cable. Thus, the end surface of the main part of the lug can be facing forward, i.e. away from the coaxial supply cable. This configuration may allow cutting of biological tissues that are located directly in front of the emitting tip using RF energy delivered to the first and second electrodes. This can facilitate the passage of the instrument into the target tissues. For example, penetration into target tissues can be achieved by cutting tissue in front of the instrument using RF energy and pushing the instrument forward through the cut tissue until it reaches the target zone.

В некоторых вариантах осуществления второй электрод может представлять собой проводящее кольцо, которое окружает первый электрод. Другими словами, второй электрод может представлять собой петлю из проводящего материала, расположенную вокруг первого электрода. За счет этого ткани могут быть разрезаны в участке вокруг первого электрода, причем этот участок определен формой второго электрода. Это может придать такую форму разрезу в тканях, которая упрощает прохождение излучающего наконечника в целевые ткани. In some embodiments, the second electrode may be a conductive ring that surrounds the first electrode. In other words, the second electrode may be a loop of conductive material around the first electrode. As a result, tissues can be cut in a region around the first electrode, this region being determined by the shape of the second electrode. This can shape the tissue incision to facilitate passage of the radiant tip into target tissues.

В некоторых вариантах осуществления наружный диаметр второго электрода может быть по существу таким же, как наружный диаметр основной части наконечника. Вследствие этого разрез, выполненный с помощью первого и второго электродов, может иметь приблизительно такой же размер, как и основная часть наконечника, вследствие чего излучающий наконечник может быть легко введен через разрезанные ткани. Дополнительно форма проводящего кольца может приблизительно соответствовать поперечному сечению основной части наконечника для дополнительного упрощения прохождения излучающего наконечника в разрезанные ткани. Например, если основная часть наконечника имеет круглое поперечное сечение, второй электрод может представлять собой круглое кольцо, имеющее наружный диаметр, который соответствует наружному диаметру основной части наконечника.In some embodiments, the outer diameter of the second electrode may be substantially the same as the outer diameter of the body of the tip. As a result, the incision made with the first and second electrodes can be approximately the same size as the main body of the tip, whereby the radiating tip can be easily inserted through the incised tissues. Additionally, the shape of the conductive ring may approximate the cross-section of the body of the handpiece to further facilitate the passage of the radiating handpiece into incised tissues. For example, if the body of the tip has a circular cross section, the second electrode may be a circular ring having an outer diameter that matches the outer diameter of the body of the tip.

В некоторых вариантах осуществления основная часть наконечника может быть цилиндрической, причем продольная ось основной части наконечника совмещена с продольной осью коаксиального питающего кабеля. Таким образом, основная часть наконечника может иметь круглое поперечное сечение, что упрощает введение электрохирургического инструмента через рабочий канал хирургического смотрового устройства. Цилиндрическая форма основной части наконечника также может обеспечивать подходящую торцевую поверхность, на которой могут быть расположены первый и второй электроды для разрезания тканей перед излучающим наконечником.In some embodiments, the body of the lug may be cylindrical, with the longitudinal axis of the body of the lug aligned with the longitudinal axis of the coaxial feed cable. Thus, the main part of the handpiece may have a circular cross section, which facilitates the introduction of the electrosurgical instrument through the working channel of the surgical viewing device. The cylindrical shape of the body of the handpiece may also provide a suitable end surface on which the first and second tissue cutting electrodes can be located in front of the radiating handpiece.

В некоторых вариантах осуществления наружный диаметр цилиндрической основной части наконечника может быть по существу таким же, как и наружный диаметр коаксиального питающего кабеля. Основная часть наконечника и коаксиальный питающий кабель, таким образом, могут иметь приблизительно одинаковые поперечные сечения. Следовательно, основная часть наконечника может выглядеть как продолжение коаксиального питающего кабеля. В результате этого электрохирургический инструмент может иметь по существу постоянный наружный диаметр по всей длине. Это может дополнительно упростить использование электрохирургического инструмента в хирургическом смотровом устройстве, а также прохождение инструмента в целевые ткани.In some embodiments, the outer diameter of the cylindrical body of the lug may be substantially the same as the outer diameter of the coaxial power cable. The body of the handpiece and the coaxial power cable can thus have approximately the same cross section. Therefore, the main part of the tip may look like an extension of the coaxial power cable. As a result, the electrosurgical instrument may have a substantially constant outside diameter over its entire length. This can further simplify the use of the electrosurgical instrument in a surgical viewing device, as well as the passage of the instrument into target tissues.

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 шнур для введения в организм пациента, причем гибкий вводимый шнур имеет инструментальный канал, проходящий вдоль его длины, и причем электрохирургический инструмент имеет размеры, подходящие для размещения внутри инструментального канала.An electrosurgical instrument 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 cord for insertion into the body of a patient, wherein the flexible insertion cord has an instrument channel extending along its length, and wherein the electrosurgical instrument is sized to fit within the instrument 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 и/или микроволновой энергией, в то время как дистальный конец находится ближе 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 and/or microwave energy, while the distal end is closer 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 ниже 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 below, 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 приспособления, 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 настоящего изобретения;in fig. 1 is a schematic representation of an electrosurgical tissue ablation system which is an embodiment of the present invention;

на фиг. 2 представлен вид в перспективе электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления настоящего изобретения;in fig. 2 is a perspective view of an electrosurgical instrument which is an embodiment of the present invention;

на фиг. 3 представлен вид сбоку в разрезе электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления настоящего изобретения;in fig. 3 is a sectional side view of an electrosurgical instrument which is an embodiment of the present invention;

на фиг. 4 представлен вид сбоку в разрезе электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления настоящего изобретения;in fig. 4 is a sectional side view of an electrosurgical instrument which is an embodiment of the present invention;

на фиг. 5A и 5B представлены схемы, изображающие смоделированный профиль микроволнового излучения электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления настоящего изобретения;in fig. 5A and 5B are diagrams depicting a simulated microwave radiation profile of an electrosurgical instrument, which is an embodiment of the present invention;

на фиг. 6 представлен график смоделированных потерь на отражение для электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления настоящего изобретения;in fig. 6 is a plot of simulated reflection loss for an electrosurgical instrument that is an embodiment of the present invention;

на фиг. 7 представлена эквивалентная схема для электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления настоящего изобретения;in fig. 7 is an equivalent circuit for an electrosurgical instrument which is an embodiment of the present invention;

на фиг. 8A представлен вид сбоку в разрезе электрохирургического инструмента, который представляет собой другой вариант осуществления настоящего изобретения; иin fig. 8A is a side sectional view of an electrosurgical instrument which is another embodiment of the present invention; and

на фиг. 8B представлен вид спереди электрохирургического инструмента, изображенного на фиг. 8A.in fig. 8B is a front view of the electrosurgical instrument of FIG. 8A.

Следует отметить, что варианты осуществления, показанные на фигурах, выполнены без соблюдения масштаба.It should be noted that the embodiments shown in the figures are not drawn to scale.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯDETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

На фиг. 1 представлено схематическое изображение полной электрохирургической системы 100, способной снабжать микроволновой энергией и радиочастотной энергией дистальный конец минимально 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 данный документ 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, получаемого 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.In FIG. 1 is a schematic representation of a complete electrosurgical system 100 capable of delivering microwave and RF energy to the distal end of a minimally 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 received at the distal end of the instrument to determine the optimal delivery power level. The generator may be configured to deliver power as a series of pulses that are modulated according to 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 шнур 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 cord 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 настоящего изобретения. На фиг. 3 представлен 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 первым 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.In FIG. 2 is a perspective view of the distal end of an electrosurgical instrument 200 which is an embodiment of the present invention. In FIG. 3 is 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 that can be connected at its proximal end 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 first 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.

Коаксиальный питающий кабель 202 оканчивается на своем дистальном конце излучающим наконечником 212 для доставки микроволновой энергии и РЧ энергии, которые передаются по коаксиальному питающему кабелю 202 в биологические ткани. Излучающий наконечник 212 содержит основную часть 214 наконечника, которая прикреплена к дистальному концу коаксиального питающего кабеля 202. Основная часть 214 наконечника выполнена из второго диэлектрического материала, который может быть таким же, как и первый диэлектрический материал 208, или может отличаться от него. Второй диэлектрический материал может быть выбран для улучшения согласования импеданса излучающего наконечника 212 с целевой тканью, чтобы повысить эффективность доставки микроволновой энергии внутрь целевых тканей. В некоторых примерах основная часть 214 наконечника может представлять собой часть первого диэлектрического материала 208, выступающую за пределы дистального конца коаксиального питающего кабеля 202. The coaxial feed cable 202 terminates at its distal end in a radiant tip 212 for delivering microwave and RF energy, which are transmitted over the coaxial feed cable 202 to biological tissues. The emitting tip 212 includes a tip body 214 that is attached to the distal end of the coaxial power cable 202. The tip body 214 is made of a second dielectric material, which may be the same as or different from the first dielectric material 208. The second dielectric material may be selected to improve the impedance matching of the emitting tip 212 to the target tissue in order to increase the efficiency of delivering the microwave energy into the target tissues. In some examples, the main body 214 of the tip may be a portion of the first dielectric material 208 that extends beyond the distal end of the coaxial power cable 202.

В показанном примере основная часть 214 наконечника является цилиндрической. Она может иметь по существу такой же наружный диаметр, как и коаксиальный питающий кабель 202. Размеры основной части 214 наконечника могут быть выбраны таким образом, чтобы она обладала желаемым импедансом. Продольная ось основной части 214 наконечника совмещена с продольной осью дистальной части коаксиального питающего кабеля 202. Основная часть 214 наконечника имеет проксимальную поверхность 216, торцевую поверхность 218 и наружную поверхность 220, как показано на фиг. 2 и 3. Проксимальная поверхность 216 и торцевая поверхность 218 находятся на противоположных концах цилиндрической основной части 214 наконечника. Основная часть 214 наконечника прикреплена к дистальному концу коаксиального питающего кабеля 202 таким образом, что проксимальная поверхность 216 основной части 214 наконечника находится в контакте с первым диэлектрическим материалом 208 в коаксиальном питающем кабеле 202. Торцевая поверхность 218 основной части 214 наконечника лежит в плоскости, перпендикулярной продольной оси коаксиального питающего кабеля 202. Дистальная часть 221 внутреннего проводника 204 коаксиального питающего кабеля 202 проходит через канал в основной части 214 наконечника. Дистальный конец внутреннего проводника 204 открыт на торцевой поверхности 218 основной части 214 наконечника с образованием первого электрода 222. Первый электрод 222 расположен заподлицо с торцевой поверхностью 216 основной части 214 наконечника. За счет этого можно исключить наличие острых краев вокруг первого электрода 222. В примере, показанном на фиг. 2, внутренний проводник 204 имеет круглое поперечное сечение, и поэтому первый электрод 222 имеет круглую форму. Поскольку центральные оси основной части 214 наконечника и коаксиального питающего кабеля 202 совмещены, первый электрод 222 расположен по существу по центру на торцевой поверхности 218 основной части 214 наконечника.In the example shown, the main body 214 of the tip is cylindrical. It may have substantially the same outside diameter as the coaxial feeder cable 202. The dimensions of the lug body 214 may be chosen to have the desired impedance. The longitudinal axis of the handpiece body 214 is aligned with the longitudinal axis of the distal portion of the coaxial feed cable 202. The handpiece body 214 has a proximal surface 216, an end surface 218, and an outer surface 220 as shown in FIG. 2 and 3. The proximal surface 216 and the end surface 218 are at opposite ends of the cylindrical body 214 of the handpiece. The main body 214 of the handpiece is attached to the distal end of the coaxial feed cable 202 such that the proximal surface 216 of the main body 214 of the handpiece is in contact with the first dielectric material 208 in the coaxial power cable 202. The end surface 218 of the main body 214 of the handpiece lies in a plane perpendicular to the longitudinal axis of the coaxial feed cable 202. The distal portion 221 of the inner conductor 204 of the coaxial feed cable 202 passes through a channel in the main body 214 of the tip. The distal end of the inner conductor 204 is open on the end surface 218 of the tip body 214 to form a first electrode 222. The first electrode 222 is flush with the end surface 216 of the tip body 214. In this way, the presence of sharp edges around the first electrode 222 can be avoided. In the example shown in FIG. 2, the inner conductor 204 has a circular cross section, and therefore the first electrode 222 has a circular shape. Since the central axes of the handpiece body 214 and the coaxial power cable 202 are aligned, the first electrode 222 is located substantially centrally on the end surface 218 of the handpiece body 214.

Второй электрод 224 также расположен на торцевой поверхности 218 основной части 214 наконечника. Второй электрод 214 имеет кольцевую форму и расположен таким образом, что он окружает первый электрод 222. Наружный диаметр второго электрода приблизительно соответствует наружному диаметру основной части 214 наконечника, например, проходит рядом с ним или по нему. В одном примере второй электрод 224 напоминает проводящий колпачок, установленный поверх дистального конца основной части 214 наконечника. Колпачок может иметь короткий фланец, проходящий в продольном направлении вдоль дистальной части наружной поверхности 220 основной части наконечника. Колпачок может закрывать поверхность дистального конца основной части наконечника за исключением открытого (например, вырезанного или вытравленного) отверстия, внутри которого открыт первый электрод 222.The second electrode 224 is also located on the end surface 218 of the main body 214 of the tip. The second electrode 214 is annular in shape and positioned to surround the first electrode 222. The outer diameter of the second electrode approximates the outer diameter of the tip body 214, eg, runs alongside or along it. In one example, the second electrode 224 resembles a conductive cap placed over the distal end of the tip body 214. The cap may have a short flange extending longitudinally along the distal portion of the outer surface 220 of the body of the tip. The cap may cover the surface of the distal end of the body of the handpiece, except for an open (eg, cut or etched) hole within which the first electrode 222 is exposed.

Круглый первый электрод 222 и кольцевой второй электрод 224 расположены соосно. Например, первый электрод 222 может иметь наружный диаметр приблизительно 0,5 мм, а второй электрод 224 может иметь внутренний диаметр 1,25 мм. Таким образом, первый электрод 222 и второй электрод 224 изолированы друг от друга открытой секцией торцевой поверхности 218 основной части 214 наконечника. В показанном варианте осуществления торцевая поверхность 218 является плоской. Однако в других вариантах осуществления (не показаны) торцевая поверхность может быть скругленной или заостренной для упрощения введения в целевые ткани.The circular first electrode 222 and the annular second electrode 224 are aligned. For example, first electrode 222 may have an outer diameter of approximately 0.5 mm and second electrode 224 may have an inner diameter of 1.25 mm. Thus, the first electrode 222 and the second electrode 224 are isolated from each other by the open section of the end surface 218 of the tip body 214 . In the embodiment shown, the end surface 218 is flat. However, in other embodiments (not shown), the end face may be rounded or pointed to facilitate insertion into target tissues.

Второй электрод 224 соединен с наружным проводником 206 коаксиального питающего кабеля 202 посредством проводящей структуры, которая образована спиральным проводником 226. Спиральный проводник 226 расположен на наружной поверхности 220 основной части 214 наконечника. Спиральный проводник 226 образует спираль, центральная ось которой совмещена с продольной осью основной части 214 наконечника, вследствие чего спиральный проводник 226 намотан вокруг наружной поверхности 220 основной части 214 наконечника. Таким образом, спиральный проводник 226 расположен вокруг части внутреннего проводника 204, которая проходит через канал в излучающем наконечнике 212. Спиральный проводник 226 отделен от внутреннего проводника 204 на радиальную толщину второго диэлектрического материала. Спиральный проводник 226 соединен с наружным проводником 206 через проводящее кольцо 225, которое расположено на дистальном конце коаксиального питающего кабеля 202 и которое электрически соединено с наружным проводником 206. The second electrode 224 is connected to the outer conductor 206 of the coaxial power cable 202 through a conductive structure that is formed by a helical conductor 226. The helical conductor 226 is located on the outer surface 220 of the main body 214 of the tip. The helical conductor 226 forms a helix, the central axis of which is aligned with the longitudinal axis of the ferrule body 214, whereby the helical conductor 226 is wound around the outer surface 220 of the ferrule body 214. Thus, helical conductor 226 is positioned around a portion of inner conductor 204 that extends through a channel in radiating tip 212. Helical conductor 226 is separated from inner conductor 204 by the radial thickness of the second dielectric material. The coiled conductor 226 is connected to the outer conductor 206 through a conductive ring 225, which is located at the distal end of the coaxial feed cable 202 and which is electrically connected to the outer conductor 206.

В некоторых примерах спиральный проводник 226 может быть образован за счет намотки отрезка проводящего материала вокруг наружной поверхности 220 основной части 214 наконечника и приклеивания проводящего материала к основной части 214 наконечника (например, с использованием эпоксидной смолы). В других примерах спиральный проводник 226 может быть образован за счет помещения рукава из проводящего материала вокруг наружной поверхности 220 основной части 214 наконечника и прорезания спиральной прорези в рукаве из проводящего материала. В дополнительных примерах спиральный проводник 226 может представлять собой продолжение наружного проводника 206 коаксиального питающего кабеля 202 поверх основной части 214 наконечника, где была прорезана спиральная прорезь в части наружного проводника 206, проходящей поверх основной части 214 наконечника. В еще одних примерах спиральный проводник 226 может быть нанесен в виде слоя плакирования/металлизации непосредственно на поверхность основной части 214 наконечника (например, спиральный проводник 226 может быть образован за счет осаждения и создания на узора на слое металла на основной части 214 наконечника).In some examples, the helical conductor 226 may be formed by winding a piece of conductive material around the outer surface 220 of the ferrule body 214 and gluing the conductive material to the ferrule body 214 (eg, using epoxy). In other examples, the helical conductor 226 may be formed by placing a sleeve of conductive material around the outer surface 220 of the ferrule body 214 and cutting a helical slit into the sleeve of conductive material. In additional examples, the helical conductor 226 may be an extension of the outer conductor 206 of the coaxial power cable 202 over the ferrule body 214 where a helical slot has been cut into the portion of the outer conductor 206 extending over the ferrule body 214. In still other examples, helical conductor 226 may be applied as a cladding/plating layer directly onto the surface of ferrule body 214 (e.g., helical conductor 226 may be deposited and patterned on a layer of metal on ferrule body 214).

Между смежными витками спирального проводника 226 выполнена спиральная прорезь 228, через которую открыта часть наружной поверхности 220 основной части 214 наконечника. Другими словами, наружная поверхность 220 открыта между смежными витками спирального проводника 226. Шаг спирального проводника и ширина спиральной прорези 228 являются такими, что микроволновая энергия, доставляемая к излучающему наконечнику 212, может выходить и излучаться наружу через них. Таким образом, излучающий наконечник 212 действует как щелевая коаксиальная антенна (также известная как «антенна вытекающей волны») на микроволновых частотах. Микроволновая энергия, которая передается по коаксиальному питающему кабелю 202, таким образом, может излучаться через излучающий наконечник 212, что приводит к доставке микроволновой энергии в целевые ткани. Для обеспечения излучения микроволновой энергии из излучающего наконечника 212 ширина спиральной прорези может быть меньше длины волны микроволновой энергии или равна ей. Ширина спиральной прорези 228 изображена на фиг. 3 линией 227. Поскольку спиральная прорезь 228 расширяется по окружности вокруг наружной поверхности 220 основной части 214 наконечника, микроволновая энергия может излучаться равномерно вокруг наружной поверхности относительно центральной оси излучающего наконечника 212. Таким образом, спиральный проводник 226 действует как проводящая структура, задающая форму поля, для задания формы микроволновой энергии, излучаемой из излучающего наконечника 212.Between adjacent turns of the helical conductor 226, a helical slot 228 is provided through which part of the outer surface 220 of the main body 214 of the ferrule is exposed. In other words, the outer surface 220 is open between adjacent turns of the helical conductor 226. The pitch of the helical conductor and the width of the helical slot 228 are such that the microwave energy delivered to the radiating tip 212 can escape and radiate out through them. Thus, the radiating tip 212 acts as a slot coaxial antenna (also known as a "leaky wave antenna") at microwave frequencies. The microwave energy that is transmitted over the coaxial feed cable 202 can thus be radiated through the radiating tip 212, resulting in delivery of the microwave energy to target tissues. To allow radiation of microwave energy from the emitting tip 212, the width of the helical slot may be less than or equal to the wavelength of the microwave energy. The width of the helical slot 228 is shown in FIG. 3 by line 227. Since the helical slot 228 expands circumferentially around the outer surface 220 of the tip body 214, microwave energy can be radiated evenly around the outer surface about the central axis of the radiating tip 212. In this way, the helical conductor 226 acts as a conductive structure that defines the shape of the field, to define the shape of the microwave energy emitted from the emitting tip 212.

Излучающий наконечник 212, таким образом, обеспечивает излучение микроволновой энергии, и при этом поддерживает электрическое соединение с первым и вторым электродами 222, 224 на торцевой поверхности 218 основной части 214 наконечника. Первый электрод 222 и второй электрод 224 могут использоваться как биполярные РЧ электроды для разрезания и/или коагуляции тканей с использованием РЧ энергии. Например, первый электрод 222 может действовать как активный электрод, а второй электрод 224 может действовать как обратный электрод для РЧ энергии. Таким образом, излучающий наконечник 212 обеспечивает обработку целевых тканей с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии: разрезание и/или коагуляцию тканей с использованием РЧ энергии, доставляемой к первому и второму электродам 222, 224; и абляцию тканей с использованием микроволновой энергии, которая излучается через конструкцию антенны «вытекающей волны» излучающего наконечника 212. The radiating tip 212 thus provides radiation of microwave energy while maintaining an electrical connection with the first and second electrodes 222, 224 on the end surface 218 of the tip body 214. The first electrode 222 and the second electrode 224 can be used as bipolar RF electrodes for cutting and/or coagulating tissue using RF energy. For example, first electrode 222 may act as an active electrode and second electrode 224 may act as a return electrode for RF energy. Thus, the radiating tip 212 provides treatment of target tissues using both RF and microwave energy: tissue cutting and/or coagulation using RF energy delivered to the first and second electrodes 222, 224; and tissue ablation using microwave energy that is radiated through the "leaky wave" antenna structure of the radiating tip 212.

Расположение первого и второго электродов 222, 224 на торцевой поверхности 218 основной части 214 наконечника позволяет использовать первый и второй электроды 222, 224 для РЧ разрезания и прохождения в ткани. При передаче РЧ энергии к первому и второму электродам 222, 224 биологические ткани, расположенные непосредственно перед излучающим наконечником 212 (т. е. ткани, которые расположены рядом с торцевой поверхностью 218), могут быть разрезаны. Дополнительно, поскольку второй электрод 224 выполнен в виде кольца, окружающего первый электрод 222, ткани могут быть разрезаны на участке вокруг первого электрода 222. Когда ткани перед излучающим наконечником 212 разрезаны, можно протолкнуть излучающий наконечник 212 через разрезанные ткани и ввести в целевую зону. Поскольку наружный диаметр второго электрода 224 приблизительно соответствует наружному диаметру основной части 214 наконечника, разрез в тканях может иметь приблизительно ту же форму, что и поперечное сечение основной части 214 наконечника. Это может дополнительно упростить прохождение в ткани. Затем, когда целевая зона достигнута, ткани в целевой зоне могут быть подвергнуты абляции за счет доставки микроволновой энергии в целевую зону посредством излучающего наконечника 212. Это позволяет разместить излучающий наконечник 212 внутри (например, возле центра) целевой зоны, которая должна быть подвергнута абляции с использованием микроволновой энергии. Например, за счет использования РЧ разрезания излучающий наконечник 212 может быть введен в целевые ткани, которые должны быть подвергнуты абляции (например, ткани в печени, почках, мышцах или крови), перед применением микроволновой энергии. Затем, когда излучающий наконечник 212 расположен внутри целевых тканей, целевые ткани могут быть подвергнуты абляции в результате доставки в них микроволновой энергии. Таким образом, можно повысить эффективность доставки микроволновой энергии к тканям и при этом снизить количество микроволновой энергии, которая доставляется к здоровым тканям.The location of the first and second electrodes 222, 224 on the end surface 218 of the handpiece body 214 allows the first and second electrodes 222, 224 to be used for RF cutting and passing through tissue. By transmitting RF energy to the first and second electrodes 222, 224, biological tissues located directly in front of the emitting tip 212 (ie, tissues that are located near the end surface 218) can be cut. Additionally, since the second electrode 224 is in the form of a ring surrounding the first electrode 222, tissues can be cut in the area around the first electrode 222. When the tissues in front of the radiant tip 212 are cut, the radiant tip 212 can be pushed through the cut tissue and introduced into the target zone. Since the outer diameter of the second electrode 224 approximately corresponds to the outer diameter of the handpiece body 214, the tissue incision may have approximately the same shape as the cross section of the handpiece body 214. This can further simplify passage through the tissue. Then, when the target zone is reached, tissues in the target zone can be ablated by delivering microwave energy to the target zone via the emitter tip 212. This allows the emitter tip 212 to be placed within (eg, near the center) of the target zone to be ablated with using microwave energy. For example, through the use of RF cutting, the emitting tip 212 can be inserted into target tissues to be ablated (eg, tissue in the liver, kidney, muscle, or blood) prior to application of microwave energy. Then, when the emitting tip 212 is located within the target tissues, the target tissues can be ablated by delivering microwave energy to them. Thus, it is possible to increase the efficiency of delivery of microwave energy to tissues while reducing the amount of microwave energy that is delivered to healthy tissues.

Шаг спирального проводника 226 и ширина спиральной прорези 228 важны для рабочих характеристик излучающего наконечника 212. Компромиссное решение в отношении конструкции излучающего наконечника 212 состоит в том, чтобы спиральная прорезь 228 была достаточно широкой для излучения микроволновой энергии, но достаточно узкой, чтобы способствовать распространению РЧ энергии к первому и второму электродам 222, 224. В частности, чем меньше ширина спирального проводника (изображенная линией 230 на фиг. 3), тем больше импеданс спирального проводника 226, что может привести к генерированию большого количества тепла на излучающем наконечнике 212 из-за РЧ энергии. Другим важным аспектом в конструкции излучающего наконечника 212 является электрическая прочность второго диэлектрического материала, а также расстояние между первым и вторым электродами 222, 224. Для осуществления РЧ разрезания между первым и вторым электродами 222, 224 пиковое напряжение РЧ энергии должно быть достаточным, чтобы преодолеть напряжение пробоя воздушного зазора или тканей между электродами, не вызвав диэлектрический пробой во втором диэлектрическом материале. Материалы, используемые в излучающем наконечнике 212, также должны быть способны выдерживать высокие рабочие температуры, поскольку РЧ разрезание приводит к образованию высоких температур. Подходящие материалы для второго диэлектрического материала включают MACOR® (диэлектрическая прочность приблизительно 45 МВ/м), оксид алюминия (диэлектрическая прочность приблизительно 23 МВ/м) и диоксид циркония. The pitch of the helical conductor 226 and the width of the helical slot 228 are important to the performance of the radiating tip 212. A tradeoff in the design of the radiating tip 212 is for the helical slot 228 to be wide enough to radiate microwave energy, but narrow enough to allow RF energy to propagate. to the first and second electrodes 222, 224. In particular, the smaller the width of the helical conductor (depicted by line 230 in FIG. 3), the greater the impedance of the helical conductor 226, which can result in a large amount of heat being generated at the radiating tip 212 due to RF energy. Another important consideration in the design of the emitting tip 212 is the dielectric strength of the second dielectric material, as well as the distance between the first and second electrodes 222, 224. breakdown of the air gap or tissues between the electrodes without causing a dielectric breakdown in the second dielectric material. The materials used in the emitting tip 212 must also be able to withstand high operating temperatures, since RF cutting generates high temperatures. Suitable materials for the second dielectric material include MACOR® (dielectric strength of approximately 45 MV/m), alumina (dielectric strength of approximately 23 MV/m), and zirconia.

На фиг. 4 изображено несколько размеров излучающего наконечника 212 электрохирургического инструмента 200. На фиг. 4 показан вид электрохирургического инструмента 200, идентичный виду на фиг. 3, но несколько обозначений, представленных на фиг. 3, опущены на фиг. 4 для ясности понимания. Авторы изобретения определили подходящие размеры для излучающего наконечника 212: длина излучающего наконечника 212 в продольном направлении (указанная линией с позиционным обозначением 232): 6 мм; наружный диаметр цилиндрической основной части 214 наконечника (указанный линией с позиционным обозначением 234): 2,55 мм; наружный диаметр круглого первого электрода 222 (указанный линией с позиционным обозначением 236): 0,5 мм; внутренний диаметр кольцевого второго электрода 224 (указанный линией с позиционным обозначением 238): 1,25 мм; ширина спиральной прорези 228 (указанная линией с позиционным обозначением 227): 1,17 мм; ширина спирального проводника 226 (указанная линией с позиционным обозначением 230): 0,4 мм. Конечно, также возможны другие размеры для излучающего наконечника 212, то есть эти размеры приведены просто для примера.In FIG. 4 shows several dimensions of the radiating tip 212 of the electrosurgical instrument 200. FIG. 4 shows a view of an electrosurgical instrument 200 identical to that of FIG. 3, but several of the symbols shown in FIG. 3 are omitted from FIG. 4 for clarity of understanding. The inventors have determined suitable dimensions for the radiating tip 212: Length of the radiating tip 212 in the longitudinal direction (indicated by line 232): 6 mm; outer diameter of the cylindrical body 214 of the tip (indicated by the line with reference designation 234): 2.55 mm; outer diameter of the circular first electrode 222 (indicated by line reference 236): 0.5 mm; inner diameter of annular second electrode 224 (indicated by line reference 238): 1.25 mm; Width of spiral slot 228 (indicated by line reference 227): 1.17 mm; width of the spiral conductor 226 (indicated by the line with reference designation 230): 0.4 mm. Of course, other dimensions for the emitting tip 212 are also possible, i.e. these dimensions are merely exemplary.

На фиг. 5A представлен вычисленный профиль излучения в окружающих тканях для электрохирургического инструмента 200, изображенного на фиг. 2-4 (т. е. с излучающим наконечником 212, имеющим размеры, описанные выше со ссылкой на фиг. 4). Профиль излучения был вычислен для частоты ЭМ энергии 5,8 ГГц с использованием анализа методом конечных элементов. Вычисление показывает, что микроволновая энергия излучается с боковых сторон и дистального конца излучающего наконечника 212, т. е. через спиральную прорезь 228. Профиль излучения покрывает приблизительно сферический участок вокруг излучающего наконечника 212. Таким образом, конструкция антенны «вытекающей волны» излучающего наконечника 212 обеспечивает по существу равномерное излучение микроволновой энергии вокруг излучающего наконечника 212, вследствие чего абляция тканей может быть произведена в точно определенном объеме вокруг излучающего наконечника 212. На фиг. 5B показан осевой разрез вычисленного профиля излучения, изображенного на фиг. 5A (т. е. на фиг. 5B показан профиль излучения в плоскости, перпендикулярной продольной оси инструмента). Как можно увидеть на фиг. 5B, профиль излучения излучающего наконечника по существу симметричен относительно продольной оси инструмента.In FIG. 5A shows the computed radiation profile in the surrounding tissues for the electrosurgical instrument 200 shown in FIG. 2-4 (i.e., with a radiating tip 212 having the dimensions described above with reference to FIG. 4). The emission profile was calculated for an EM energy frequency of 5.8 GHz using finite element analysis. The calculation shows that microwave energy is emitted from the sides and distal end of the emitter tip 212, i.e., through the helical slot 228. The radiation profile covers an approximately spherical area around the emitter tip 212. Thus, the "leaky wave" antenna design of the emitter tip 212 provides substantially uniform radiation of microwave energy around the emitting tip 212, whereby tissue ablation can be performed in a precisely defined volume around the emitting tip 212. In FIG. 5B is an axial section through the computed radiation profile shown in FIG. 5A (i.e., FIG. 5B shows the radiation profile in a plane perpendicular to the longitudinal axis of the instrument). As can be seen in FIG. 5B, the emission profile of the emitting tip is substantially symmetrical about the longitudinal axis of the instrument.

На фиг. 6 показан смоделированный график зависимости S-параметра (также известного как «потери на отражение») от частоты микроволновой энергии для электрохирургического инструмента 200. Как хорошо известно в области техники, S-параметр является мерой потерь на отражение микроволновой энергии из-за рассогласования импедансов, и, таким образом, S-параметр указывает на степень рассогласования импедансов между целевыми тканями и излучающим наконечником. S-параметр может быть определен по следующему уравнению: P_I=SP_R, где P_I - мощность, выходящая из инструмента в направлении тканей, P_R - мощность, отраженная от тканей, и S - S-параметр. Как показано на фиг. 6, S-параметр составляет -24,6 дБ на частоте 5,8 ГГц, что означает, что очень небольшое количество микроволновой энергии отразилось от тканей на этой частоте. Это указывает на надлежащее согласование импедансов на рабочей частоте 5,8 ГГц, а также на эффективную доставку микроволновой энергии от излучающего наконечника в ткани на этой частоте.In FIG. 6 shows a simulated graph of the S-parameter (also known as "reflective loss") versus microwave energy frequency for an electrosurgical instrument 200. As is well known in the art, the S-parameter is a measure of microwave energy reflection loss due to impedance mismatch, and thus 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 following equation: P _I =SP _R , where P _I is the power coming out of the instrument towards the tissues, P _R is the power reflected from the tissues, and S is the S-parameter. As shown in FIG. 6, the S-parameter is -24.6 dB at 5.8 GHz, which means that very little microwave energy is reflected from tissues at this frequency. This indicates proper impedance matching at the operating frequency of 5.8 GHz, as well as efficient delivery of microwave energy from the emitting tip into the tissue at this frequency.

На фиг. 7 показана эквивалентная схема 700 для электрохирургического инструмента 200, изображенного на фиг. 2-4. Коаксиальный питающий кабель 202 представлен как идеальная линия передачи посредством индуктивностей L1, L2 и L3 и емкостей C1, C2 и C3. Структура антенны излучающего наконечника 212 представлена индуктивностями L4 и L5, сопротивлением R1 и емкостью C4. Спиральная прорезь 228 прерывает путь прохождения тока по наружному проводнику 206 коаксиального питающего кабеля 202, что приводит к дополнительной индуктивности. Эта дополнительная индуктивность, вызванная наличием спиральной прорези 228, представлена индуктивностью L4 на фиг. 7. Свойства эквивалентной схемы 700 могут быть оптимизированы за счет регулирования физических свойств излучающего наконечника, например, ширины спирального проводника, материала наконечника, размеров наконечника и т. д. Например, ширина спиральной прорези 228 может влиять на индуктивность L4. Длина или расстояние прорези от поверхности контакта с коаксиальной линией передачи может изменять фазы нагрузки и, следовательно, наблюдаемый импеданс. Моделирование с анализом методом конечных элементов может быть осуществлено для оценки влияния изменений геометрии и материала в излучающем наконечнике.In FIG. 7 shows an equivalent circuit 700 for the electrosurgical instrument 200 shown in FIG. 2-4. The coaxial power cable 202 is represented as an ideal transmission line by inductors L1, L2 and L3 and capacitances C1, C2 and C3. The antenna structure of the radiating tip 212 is represented by inductances L4 and L5, resistance R1 and capacitance C4. The spiral slot 228 interrupts the current path through the outer conductor 206 of the coaxial feed cable 202, resulting in additional inductance. This additional inductance caused by the helical slot 228 is represented by inductance L4 in FIG. 7. The properties of the equivalent circuit 700 can be optimized by adjusting the physical properties of the radiating tip, such as the width of the helical conductor, the material of the tip, the dimensions of the tip, etc. For example, the width of the helical slot 228 can affect the inductance L4. The length or distance of the slot from the contact surface of the coaxial transmission line can change the phases of the load and hence the observed impedance. Finite element analysis simulations can be performed to evaluate the effect of changes in geometry and material in the emitting tip.

Также возможны конструкции, альтернативные по отношению к описанным в вышеупомянутом варианте осуществления, для обеспечения обработки тканей с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии. В вышеописанном варианте осуществления шаг спирального проводника 226 является постоянным вдоль длины излучающего наконечника 212. Однако в других примерах шаг спирального проводника может изменяться вдоль длины излучающего наконечника. Например, шаг спирального проводника может увеличиваться (или уменьшаться) к дистальному концу излучающего наконечника. В качестве другого примера, спиральная прорезь может сужаться вдоль длины излучающего наконечника, например, с увеличением или уменьшением ширины спирального проводника к дистальному концу излучающего наконечника. Изменение шага спирального проводника и/или сужение спиральной прорези может способствовать заданию формы профиля микроволнового излучения излучающего наконечника.Alternative designs to those described in the above embodiment are also possible to provide tissue treatment using both RF and microwave energy. In the embodiment described above, the pitch of the helical conductor 226 is constant along the length of the radiating ferrule 212. However, in other examples, the pitch of the helical conductor may vary along the length of the radiating ferrule. For example, the pitch of the helical conductor may increase (or decrease) towards the distal end of the radiating tip. As another example, the helical slot may taper along the length of the radiating tip, such as increasing or decreasing the width of the helical conductor towards the distal end of the radiating tip. Changing the pitch of the helical conductor and/or narrowing the helical slot can help shape the microwave radiation profile of the emitting tip.

В дополнительных альтернативных вариантах осуществления проводящая структура с прорезью, отличающаяся от спирального проводника, может использоваться для соединения наружного проводника коаксиального питающего кабеля с вторым электродом. Например, второй электрод может быть соединен с наружным проводником посредством проводящего рукава, который расположен вокруг основной части наконечника. В проводящем рукаве может быть выполнен ряд прорезей для обеспечения излучения микроволновой энергии с сохранением электрического соединения с вторым электродом. Например, если желательно излучать микроволновую энергию только в конкретном направлении, прорези могут быть выполнены только на одной стороне проводящего рукава.In further alternative embodiments, a slotted conductive structure other than a helical conductor may be used to connect the outer conductor of the coaxial feed cable to the second electrode. For example, the second electrode may be connected to the outer conductor through a conductive sleeve that is located around the body of the tip. A number of slots may be provided in the conductive sleeve to allow radiation of microwave energy while maintaining an electrical connection to the second electrode. For example, if it is desired to radiate microwave energy only in a particular direction, the slits may be provided on only one side of the conductive sleeve.

На фиг. 8A и 8B изображен электрохирургический инструмент 800, который представляет собой другой вариант осуществления настоящего изобретения. Электрохирургический инструмент 800 имеет проводящую структуру, задающую форму поля, другого типа, которая соединяет наружный проводник и второй электрод, по сравнению с электрохирургическим инструментом 200. На фиг. 8A представлен вид сбоку в разрезе электрохирургического инструмента 800, а на фиг. 8B представлен вид спереди электрохирургического инструмента 800. Электрохирургический инструмент 800 содержит коаксиальный питающий кабель 802, имеющий внутренний проводник 804 и наружный проводник 806, которые разделены первым диэлектрическим материалом 808. Коаксиальный питающий кабель 802 также содержит наружную оболочку 210. Коаксиальный питающий кабель 802 может быть аналогичен коаксиальному питающему кабелю 202 электрохирургического инструмента 200. In FIG. 8A and 8B depict an electrosurgical instrument 800, which is another embodiment of the present invention. The electrosurgical instrument 800 has a different type of conductive field shaping structure that connects the outer conductor and the second electrode compared to the electrosurgical instrument 200. FIG. 8A is a sectional side view of an electrosurgical instrument 800, and FIG. 8B is a front view of an electrosurgical instrument 800. The electrosurgical instrument 800 includes a coaxial power cable 802 having an inner conductor 804 and an outer conductor 806 that are separated by a first dielectric material 808. The coaxial power cable 802 also includes an outer sheath 210. The coaxial power cable 802 may be similar to coaxial power cable 202 electrosurgical instrument 200.

Коаксиальный питающий кабель 802 на своем дистальном конце оканчивается излучающим наконечником 812. Излучающий наконечник 812 содержит основную часть 814 наконечника, которая прикреплена к дистальному концу коаксиального питающего кабеля 802. Основная часть 814 наконечника может быть выполнена из второго диэлектрического материала, который может быть таким же, как и первый диэлектрический материал 808, или может отличаться от него. Часть внутреннего проводника 804 проходит через канал в основной части 814 наконечника таким образом, что дистальный конец внутреннего проводника открыт на торцевой поверхности 816 основной части 814 наконечника. Открытый дистальный конец внутреннего проводника 804 образует первый электрод 818 на торцевой поверхности 816. Провод 820, выполненный из проводящего материала, проходит по длине излучающего наконечника 812 от дистального конца коаксиального кабеля 802 до торцевой поверхности 816 излучающего наконечника 812. Провод 820 электрически соединен на одном конце с наружным проводником 806. Как показано на фиг. 8B, провод 820 частично встроен в основную часть 814 наконечника. Дистальный конец провода 820 открыт на торцевой поверхности 816 с образованием второго электрода 822.The coaxial feed cable 802 terminates at its distal end in a radiating tip 812. The radiating tip 812 includes a tip body 814 that is attached to the distal end of the coaxial feed cable 802. The tip main body 814 may be made of a second dielectric material, which may be the same as well as the first dielectric material 808, or may differ from it. Part of the inner conductor 804 passes through the channel in the main body 814 of the tip so that the distal end of the inner conductor is open on the end surface 816 of the main body 814 of the tip. The open distal end of the inner conductor 804 defines the first electrode 818 at the end surface 816. A wire 820 made of conductive material extends along the length of the radiating lug 812 from the distal end of the coaxial cable 802 to the end surface 816 of the radiating lug 812. The wire 820 is electrically connected at one end with outer conductor 806. As shown in FIG. 8B, wire 820 is partially embedded in ferrule body 814. The distal end of wire 820 is exposed at end face 816 to form second electrode 822.

Поскольку первый и второй электроды 818, 822 электрически соединены с внутренним и наружным проводниками 804, 806 соответственно, они могут действовать как РЧ режущие электроды (аналогично электродам 222, 224 электрохирургического инструмента 200). Кроме того, микроволновая энергия, доставляемая к излучающему наконечнику 812 от коаксиального питающего кабеля 802, может излучаться через излучающий наконечник 812. Однако, в отличие от спирального проводника 226 инструмента 200, провод 820 расположен только на одной стороне излучающего наконечника 812 (т. е. он не обмотан вокруг основной части наконечника). В результате этого провод 820 частично блокирует микроволновую энергию на одной стороне излучающего наконечника 814, вследствие чего профиль микроволнового излучения не симметричен относительно продольной оси инструмента. Таким образом, микроволновая энергия может предпочтительно излучаться со стороны излучающего наконечника 812, которая противоположна проводу 820 (например, стороны, указанной стрелкой 824 на фиг. 8B). Таким образом, провод 820 выполняет две функции: соединяет наружный проводник 806 с вторым электродом 822 и задает форму профиля микроволнового излучения.Because the first and second electrodes 818, 822 are electrically connected to the inner and outer conductors 804, 806, respectively, they can act as RF cutting electrodes (similar to the electrodes 222, 224 of the electrosurgical instrument 200). In addition, microwave energy delivered to radiant tip 812 from coaxial feed cable 802 can be radiated through radiant tip 812. However, unlike the coiled conductor 226 of tool 200, wire 820 is located on only one side of radiant tip 812 (i.e., it is not wrapped around the main part of the tip). As a result, the wire 820 partially blocks the microwave energy on one side of the radiating tip 814, so that the profile of the microwave radiation is not symmetrical about the longitudinal axis of the tool. Thus, microwave energy may preferably be emitted from the side of the radiating tip 812 that is opposite to the wire 820 (eg, the side indicated by arrow 824 in FIG. 8B). Thus, wire 820 performs two functions: it connects the outer conductor 806 to the second electrode 822, and it defines the shape of the microwave radiation profile.

Claims

1. An electrosurgical instrument for cutting and ablation of biological tissues, the electrosurgical instrument comprises: a coaxial power cable for transmitting microwave energy and radio frequency energy, the coaxial power cable comprising an inner conductor, an outer conductor, and a first dielectric material separating the inner conductor and the outer conductor; and

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

the main part of the tip, made of the second dielectric material, and the main part of the tip has a proximal end, which is connected to the distal end of the coaxial power cable, and the distal end facing away from the coaxial power cable, and the main part of the tip contains an end surface at the distal end of the main tip parts; and

the first electrode and the second electrode located on the end surface of the main part of the tip, and the second electrode is separated from the first electrode by a part of the open second dielectric material,

wherein the first electrode is electrically connected to the inner conductor of the coaxial power cable by means of a conductive element that passes through a channel in the body of the tip,

wherein the second electrode is electrically connected to the outer conductor of the coaxial cable by means of a conductive field shaping structure which is formed in or on the body of the ferrule,

wherein the first electrode and the second electrode are made as active and return electrodes for delivering radio frequency energy,

moreover, the conductive element and the conductive structure that defines the shape of the field are made as an antenna for emitting microwave energy, and

moreover, the conductive structure that defines the shape of the field is configured to shape the radiation profile of the microwave energy emitted from the radiating tip.

2. An electrosurgical instrument according to claim 1, characterized in that the conductive structure that defines the shape of the field contains an elongated conductor running along the length of the radiating tip.

3. An electrosurgical instrument according to claim. 1, characterized in that the conductive structure that defines the shape of the field includes a conductive structure with a slot formed around the conductive element.

4. An electrosurgical instrument according to claim 3, characterized in that the slotted conductive structure comprises a helical conductive element wound around the outer surface of the main part of the tip to form a helical slot in which the second dielectric material is exposed.

5. An electrosurgical instrument according to claim 4, characterized in that the pitch of the helical slot varies along the length of the conductive structure.

6. An electrosurgical instrument according to claim 4 or 5, characterized in that the width of the spiral slot decreases as it passes towards or away from the distal end of the body of the tip.

7. Electrosurgical instrument according to any one of paragraphs. 3-5, characterized in that the slotted conductive structure comprises a slot having a width that is one tenth of the wavelength of microwave energy in biological tissues.

8. Electrosurgical instrument according to claim 3, characterized in that the slotted conductive structure contains slots for emitting microwave energy.

9. Electrosurgical instrument according to claim 8, characterized in that each of the slots has an identical width and the slots are evenly spaced along the longitudinal direction of the radiating tip.

10. Electrosurgical instrument according to claim 8, characterized in that each of the slots has a different width and the slots are located along the longitudinal direction of the radiating tip to increase the width.

11. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, characterized in that the conductive element comprises a distal portion of the inner conductor which protrudes through the body of the handpiece for connection to the first electrode.

12. Electrosurgical instrument according to claim 11, characterized in that the first electrode is an open distal tip of the distal part of the inner conductor.

13. Electrosurgical instrument according to any one of paragraphs. 3-12, characterized in that a conductive structure with a slot is formed on the outer surface of the main part of the tip.

14. Electrosurgical instrument according to any one of paragraphs. 3-13, characterized in that the slotted conductive structure is formed by an outer conductor passing over the main part of the ferrule.

15. Electrosurgical instrument according to any one of paragraphs. 3-13, characterized in that the slotted conductive structure is electrically connected to the outer conductor by means of a conductive ring located at the distal end of the coaxial supply cable.

16. Electrosurgical instrument according to any of the preceding claims, characterized in that the main part of the tip is cylindrical.

17. Electrosurgical instrument according to any of the preceding claims, characterized in that the end surface of the main part of the tip lies in a plane perpendicular to the longitudinal axis of the coaxial supply cable.

18. Electrosurgical instrument according to any one of paragraphs. 1-16, characterized in that the end surface of the main part of the tip is domed or conical.

19. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, characterized in that the second electrode is a conductive ring which surrounds the first electrode.

20. Electrosurgical instrument according to claim 19, characterized in that the outer diameter of the second electrode is the same as the outer diameter of the main part of the handpiece.

21. An electrosurgical instrument according to any one of the preceding claims, characterized in that the second electrode comprises a conductive cap mounted over the distal end of the main part of the tip, and moreover, the cap covers the end surface of the main part of the tip, with the exception of an open hole inside which the first electrode is open.

22. Electrosurgical system for cutting and ablation of biological tissues, the electrosurgical system contains: an electrosurgical generator designed to supply microwave energy and radio frequency energy; and

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

23. The electrosurgical system of claim 22, further comprising a surgical viewing device having a flexible insertion cord for insertion into a patient's body, wherein the flexible insertion cord has an instrument channel extending along its length, and wherein the electrosurgical instrument is sized to fit within the instrument channel.