申请/专利权人：克里奥医药有限公司

申请日：2013-06-25

公开（公告）日：2020-05-15

公开（公告）号：CN107468333B

主分类号：A61B18/12(20060101)

分类号：A61B18/12(20060101);A61B18/14(20060101);A61B18/18(20060101)

优先权：["20120703 GB 1211776.8"]

专利状态码：有效-授权

法律状态：2020.05.15#授权;2018.01.09#实质审查的生效;2017.12.15#公开

摘要：一种电外科切除仪器100具有保护壳120，其包括：仪器尖端，包括由第一介电材料制成的平面主体，所述第一介电材料使在其第一表面上的第一导电元件与在其第二表面上的第二导电元件分开，所述第二表面朝着与第一表面相反的方向；同轴馈电电缆，包括：内导体；与所述内导体同轴的外导体；以及将所述内导体和所述外导体分开的第二介电材料，所述同轴馈电电缆用于输送射频信号；以及保护壳，包括第三块介电材料，所述第三块介电材料安装为覆盖所述仪器尖端的底侧。所述仪器100可特别有利于在涉及肠穿孔的胃肠道中或者在胰腺中进行的手术，其中，在切除、切割或去除肿瘤或其他异物时，可能发生对门静脉或胰腺管的损害。

主权项：1.一种对生物组织施加射频电磁能量的电外科切除仪器，所述仪器包括：仪器尖端，包括由第一介电材料制成的平面主体，所述第一介电材料使在其第一表面上的第一导电元件与在其第二表面上的第二导电元件分开，所述第二表面朝着与第一表面相反的方向；同轴馈电电缆，包括：内导体；与所述内导体同轴的外导体；以及将所述内导体和所述外导体分开的第二介电材料，所述同轴馈电电缆用于输送射频信号；以及保护壳，包括第三块介电材料，所述第三块介电材料安装为覆盖所述仪器尖端的底侧，其中，所述内导体与所述第一导电元件电连接，并且所述外导体与第二切割元件电连接以使得仪器尖端能接收所述射频信号，并且其中：所述第一导电元件和所述第二导电元件被布置为用作活性电极和返回电极以从所述平面主体的远侧部分发射与所述射频信号对应的射频电磁辐射，并且其中，所述保护壳包括近端和U形槽，所述近端远离所述平面主体向着近侧延伸，所述U形槽用于支撑所述同轴馈电电缆的远端。

全文数据：电外科切除仪器[0001]本申请是国际申请号为PCTGB2013051672、申请日为2013年06月25日、发明名称为“电外科切除仪器”的PCT申请的中国国家阶段申请的分案申请，该中国国家阶段申请的进入中国国家阶段日期为2015年1月4日、申请号为201380035642.9。技术领域[0002]本发明涉及一种电外科装置，用于将射频和或微波频率能量输送到生物组织内。尤其地，本发明涉及一种电外科仪器，能够输送用于切割组织的射频RF能量和或用于止血（即，通过促进凝血，来密封破裂的血管）的微波频率能量。本发明可以尤其适合于与上下胃肠道相关联的胃肠GI手术，例如，用于去除肠上的息肉，S卩，用于内窥镜黏膜下切除术。本发明还可以适用于精密内窥镜手术，即，精密内窥镜切除，并且可以用于耳鼻喉手术以及肝切除术。该装置还可以用于解决与胰腺相关联的手术，例如，用于切除或去除非常接近门静脉或胰腺管的肿瘤或异物。背景技术[0003]手术切除是一种从人体或动物身体中去除器官部分的方式。这种器官可能拥有密布血管。在切割组织分割或横切组织时，称为小动脉的小血管损坏或破裂。在最初的流血之后是凝血级联，其中，血液变成凝块，试图堵住出血点。在操作期间，最好患者尽可能丧失较少的血，因此，研制了各种装置，试图提供无血切割。对于内窥镜手术，也不希望发生出血以及不被尽快或者有利的方式进行处理，这是因为血流可能使操作人员的视觉模糊，这可能造成需要终止手术，并且需要使用另一种方法来代替，例如，开放手术。[0004]使用射频RF能量代替锐刀片来切割生物组织是众所周知的。使用射频能量进行切割的方法使用以下原理进行操作，在电流穿过组织基质（在细胞的离子含量的协助下）时，电子在组织上流过的阻抗生成热量。在将纯正弦波施加于组织基质中时，在细胞内产生足够的热量，来蒸发组织的水含量。因此，细胞的内部压力大幅升高，细胞膜不能对其控制，造成细胞破裂。在大范围地发生这种情况时，可以看到，组织已被横切。[0005]虽然以上原理在瘠瘦组织内非常有效，但是在脂肪组织内效率稍差，这是因为较少的离子成分帮助电子流过。这表示在脂肪蒸发的潜热远远大于水的潜热时，蒸发细胞内含物所需要的能量大得多。[0006]通过对组织施加弱效波形，进行射频凝结，由此细胞内含物并未蒸发，而是被加热到大约65°C。这就通过脱水来使组织变干，并且还使在血管壁内的蛋白质以及构成细胞壁的胶原变性。使蛋白质变性，用于刺激凝血级联，从而增强凝血。同时，在壁部中的胶原变性并且从杆状分子变成线圈状，这就促使血管收缩并且减小尺寸，为凝结提供定位点以及要堵塞的更小区域。[0007]然而，由于电效应减弱，所以在具有脂肪组织时，射频凝结不太有效。因此，可能非常难以密封脂肪出血点。组织并没有干净的白色边缘，而是具有变黑的烧伤外观。[0008]实际上，射频装置可以使用具有介于切割和凝结输出之间的中间的振幅因数的波形进行操作。[0009]GB2472972描述了一种具有刮刀形式的电外科仪器，包括由一片第一介电材料构成的平面传输线，第一介电材料在其相反的表面上具有第一和第二导电层，平面传输线连接至同轴电缆，该电缆被设置为将微波或射频能量输送给平面传输线，同轴电缆包括：内导体;外导体，其与内导体同轴；以及第二介电材料，其分开内外导体，内外导体在连接界面上延伸穿过第二介电质，以便重叠传输线的相反表面并且分别与第一导电层和第二导电层进行电接触。第一导电层与传输线的端部隔开，该传输线与同轴电缆邻接，以便使外导体与第一导电层电绝缘，而且，间隙的距离涉及使从微波源中输送的能量的阻抗与生物组织的阻抗匹配，并且还选择第一和第二导电层的宽度，以帮助在传输线和同轴电缆之间产生阻抗匹配。[0010]在GB2472972中提出的刮刀（spatula配置在同轴馈线与端部辐射部分之间提供可取的插入损耗，同时在分别与空气和生物组织接触时，也为刮刀的边缘提供可取的回波损耗性能。更详细地说，沿着该结构的插入损耗可以在兴趣的频率小于〇.2dB，并且回波损耗小于更大的负值-ldB，优选地小于-10dB。这些性能还可以表示在同轴电缆与传输线刮刀结构之间具有匹配良好的接合点，据此，微波功率有效地进入刮刀内。同样，在刮刀的边缘暴露到空气或者非兴趣的生物组织中时，回波损耗可能基本上为〇即，辐射到自由空间或不期望的组织内的功率非常小），而在与期望的生物组织接触时，回波损耗可以小于更大的负值_3dB，优选地小于-IOdBS卩，在刮刀中的大部分功率传输给组织）。[0011]在GB2472972中讨论的仪器旨在从平面传输线的边缘辐射微波能量，以便造成局部组织切除或凝结。[0012]GB2472972还公开了上述刮刀可具有与其一体的射频切割部分。可将上述第一和第二导电层用作射频能量的活性电极和返回电极，来形成射频切割部分。这种设置可利用活性电极和返回电极彼此非常接近这一事实，从而建立优先的返回路径，以便能够发生局部组织切割活动，无需存在于这两个电极之间的远程返回衬垫或高度导电的液体，即，盐水。[0013]在这个实例中，射频切割部分可以包括:射频电压源，其与平面传输线耦合;频率天线共用器双工器单元或信号加法器），其包括低通滤波器，用于防止高频微波能量返回低频射频能量源内，并且包括高通滤波器，用于防止低频射频能量返回更高频的微波能量源内。在一个实例中，频率天线共用器双工器可以用于允许微波和射频能量源在发生器处组合，并且沿着单个槽例如，同轴电缆、波导组件或双绞线传输给刮刀结构。射频切割能量可以单独传输到组织内或者可以与微波能量混合或者添加微波能量，并且同时传输，以便建立混合操作模式。[0014]US20100249769公开了用于密封组织的微波镊子，其中，相对的钳夹包括用于发射微波能量到生物组织的一个或多个微波天线。[0015]US20030130658公开了电外科切割仪器，其中，电绝缘体将第一电极和不同的第二电极分开。第二电极被成形以促使其作为返回电极工作。为了提供凝结功能，可以将第三电极安装在形成于第二电极上的绝缘层上。发明内容[0016]通常，本发明对在GB2472972中讨论的刮刀概念提出了改进，其中，刮刀的底侧包括保护壳，其包括成形介电材料件，所述介电材料重叠下部导电层并且用作在治疗期间用于保护可能位于刮刀之下的组织不受伤害的屏障。保护壳可特别有利于在涉及肠穿孔的胃肠道中或者在切除、切割或去除肿瘤或其他异物时可能发生对门静脉或胰腺管的损害的在胰腺中进行的手术。[0017]保护壳可应用于适合不同功能的刮刀中。例如，在本文中预期的本发明的方面包括:刮刀，其适合于传输射频RF能量，用于切割生物组织;刮刀，其适合于单独或者同时输送射频和微波频率能量；以及刮刀，其适合于输送射频和或微波能量并且具有用于将流体液体或气体输送给治疗位置或者从治疗位置中去除流体的伸缩式针。例如，针可以用于引入气体例如，氩），以便产生热或非热等离子体，用于表面凝固（热或杀菌非热）。射频和或微波场可以用于撞击和维持或产生该等离子体。保护壳可以包括通路例如，凹槽），伸缩式针穿过该通路，或者可以通过该通路传输流体而无需使用针，例如，用于临床或清洁的目的。[0018]根据本发明，提供一种对生物组织施加射频RF电磁EM能量中的电外科切除仪器electrosurgicalresectioninstrument，所述仪器包括:仪器尖端，包括由第一介电材料制成的平面主体，所述第一介电材料使在其第一表面上的第一导电元件与在其第二表面上的第二导电元件分开，所述第二表面朝着与第一表面相反的方向；同轴馈电电缆，包括：内导体;与所述内导体同轴的外导体；以及将所述内导体和所述外导体分开的第二介电材料，所述同轴馈电电缆用于输送射频信号；以及保护壳，包括第三块介电材料，所述第三块介电材料安装为覆盖所述仪器尖端的底侧，其中，所述内导体与所述第一导电元件电连接，并且所述外导体与第二切割元件电连接以使得仪器尖端能接收所述射频信号，并且其中：所述第一导电元件和所述第二导电元件被布置为用作活性电极和返回电极以从所述平面主体的远侧部分发射与所述射频信号对应的射频电磁辐射，并且其中，所述保护壳包括近端和通路，所述近端远离所述平面主体向着近侧延伸，所述通路用于支撑所述同轴馈电电缆的远端。[0019]第一和第二导电元件可以被设置为给射频能量提供局部返回路径，S卩，用于在第一和第二导电元件之间输送的射频能量的低阻抗路线。第一和第二导电元件可以是在第一介电材料的相反表面上形成的涂覆金属层。第一和第二导电元件可以被设置为在接触区域中建立局部电场，在该区域中，仪器尖端与生物组织进行接触。局部电场可以非常高，这可造成在平面主体的例如与生物组织进行接触的远侧部分中形成微等离子体（即，热等离子体）。微等离子体在实现有效切割方面可取。第一和第二导电元件可以包括由具有高熔点例如，1500°C或以上的导电材料例如，钛、钨等制成的部分，例如，在远侧部分中以及与该远侧部分相邻的电镀区域。使用这种材料，可以防止微等离子体的高温侵蚀第一和第二导电元件。第一和第二导电元件还可以包括由具有更低的熔点例如，银、金等的导电材料制成的连接部分，在更高熔点的导体上沉积或电镀这些材料。连接部分可促进同轴电缆的内外导体的连接，例如，通过焊接等。在一个实施方式中，钛钨TiW种晶层可以与沉积在顶部上的一层银Ag或金Au—起使用。仅仅在同轴电缆的内外导体连接的区域中，S卩，仅仅在仪器的近端部，而非沿着它的将产生微等离子体的侧边，更低熔点的材料可以沉积在更高熔点的材料上。采用这种设置是因为:在同轴传输线连接至平面传输线的点的电场应较低，因此，在该点的温度应远远高于更低熔点材料的熔点。[0020]涂覆金属层可以由生物相容材料构成，例如，银、钛以及金中的任一个。下面的表1给出了考虑用于该装置的材料的熔点和沸点：T〇〇22]^表1:适用于仪器尖端上的导电材料的熔点和沸点[0023]在一个实施方式中，分离导电元件的第一介电材料可以在内导体活性和外导体返回）之间提供优先的返回路径。如果第一介电材料具有高介电常数例如，大于空气的介电常数并且在远侧部分的第一介电材料的厚度（即，在远侧部分边缘上的第一和第二导电元件的分离较小（即，小于1_，那么可以在仪器尖端的远侧部分产生射频组织切割。这种设置可以提供用于电流流动的必要的优先返回路径。[0024]保护壳的底面可以在其周边平滑地变薄taper，锥形化），以便与平面主体的侧边汇合meet。保护壳的厚度还可以朝着仪器尖端的远端部减小。因此，保护壳的外面部分可以具有凸形轮廓。在底面内可以形成纵向延伸的凹槽。锥形边缘轮廓和凹槽可以促使保护壳的底面包括一对脊部。这种形状可以减少仪器伸入肠壁内并且造成肠穿孔的风险，或者可以保护门静脉或胰腺管不受到伤害。壳体的特定尺寸例如，长度、宽度、厚度等可以适合于要操作的主体的预期用途和预期区域。[0025]保护壳可以由不粘附在肠壁或其他生物组织上的生物相容的非导电材料构成，例如，陶瓷或生物相容性塑料等。或者，壳体还可以由金属材料例如，钛、钢构成，或者可以是多层结构。可以连接例如，粘合至位于第一介电材料的底面上的第一或第二导电元件的任一个。然而，在一个实施方式中，保护壳可以由于第一介电材料相同的材料构成。保护壳和第一介电材料可以形成为整体式，作为单块主体。在这种设置中，可以在单块主体内形成（例如，切割一个或多个平面插槽，以便允许插入导电材料，从而形成第一和或第二导电材料。[0026]仪器尖端在平面主体的侧边缘之间的仪器尖端的远端部可以是弧形的（curved。该弧形可以描述在平面主体的平面内的抛物线。保护壳的远端部可以通过相似的方式呈弧形。这种形状防止仪器尖端对生物组织呈现尖角。除了在与长轴相同的方向或者垂直的方向进行切割以外，这种形状还能够在与装置的长轴成对角线的方向进行切割。[0027]该仪器可以包括流体馈送导管，用于将流体例如，盐水输送给仪器尖端。流体馈送导管可以包括通过保护壳的通路，用于将流体输送给治疗位置。该通路可以包括位于保护壳的凹槽内的出口。可以通过在同轴馈送电缆内形成的相应通路，将流体液体或气体）输送给仪器保护壳）。流体馈送导管还可以用于将其他材料输送给治疗位置，例如，气体或固体例如，粉末）。在一个实施方式中，注入流体盐水等），用于在治疗位置使生物组织膨胀。在肿瘤或其他异物非常接近时，在仪器用于治疗肠壁或食管壁或者用于保护门静脉或胰腺管的情况下，这可尤其有用，以便保护这些结构并且产生流体缓冲。通过这种方式使组织膨胀，可有助于减少肠穿孔、损害食管壁或者胰腺管的泄露、或损坏门静脉等风险。本发明的这个方面使其能够治疗异物肿瘤、增生、肿块等接近敏感的生物结构的其他疾病。[0028]使用与输送射频和或微波能量相同的仪器来传输流体是有利的，因为如果在该区域内引入单独的仪器或者在治疗期间可能发生收缩例如，由于流体渗流）。使用同一治疗结构来引入流体的能力使得一发生收缩就能够装满该水平。而且，使用单个仪器来进行脱水或切割以及引入流体，还减少了进行总体息肉去除手术的时间，降低了对患者造成伤害的风险，并且还降低了感染的风险。更一般而言，注入流体，可用于冲洗治疗区域，例如，用于去除废物或去除组织，以便在治疗时，提供更好的可见性。如上所述，在内窥镜手术中，这尤其有用。[0029]流体馈送导管可以包括在保护壳的凹槽内安装在平面主体之下的针例如，皮下注射针）。保护壳可以包括用于接收流体馈送导管的引导通路。针可以具有小于〇.6mm的外径例如，0.4mm.。针可以在突出超过仪器尖端的远端部的展开位置与从仪器尖端的远边缘退回的缩回位置之间在纵向上可移动，例如，在平面主体下方或者位于平面主体附近。针可以对在针的近端部或侧边的流体流动开放，并且可以使用一个或多个控制线移动。例如，针的近端部可以对在同轴馈送电缆内形成的通路开放。该针可以安装在形成在保护壳内的通孔内。针可以与通孔形成可滑动的过盈配合，其中，在处于展开位置中时，针插入通孔内，以产生通过针的最小阻力的流体路径。这种设置可以防止从仪器尖端的其他部分泄露。通孔可以由管道或在保护壳的底侧安装或形成的相似的紧密配合支撑表面形成，例如，在凹槽内。[0030]仪器可以包括套筒，用于将同轴电缆、流体馈送导管如果有的话）以及控制线如果有的话输送给仪器尖端主体。仪器尖端主体和保护壳可以固定例如，粘合在套筒的远端部内。套筒可以包括纵向编织物，以帮助将扭矩从其近端部传输给仪器尖端。在一个实施方式中，编织物电缆可以由Pebax®材料制成，并且可以包括塑料外套，该外套具有在其内壁上连接或者连接至其内壁的金属编织物。这种套筒可以提供有用的扭矩稳定性，据此，施加于连接至套筒的外套的近端部分的手柄中的扭力精确地转换成仪器在套筒的远端部的旋转运动。优选地，在近端部与远端部之间的平移是1:1，即，在近端部扭转20°，应造成仪器尖立而旋转20。[0031]针通过一个或多个控制线相对于保护壳可滑动地移动，在仪器的近端部，可以通过合适的滑动致动器驱动。优选地，针相对于流通供应通路来回滑动，该通路将流体输送给针用于输送。流体供应通路可以是套筒的组成部分，或者可以是静态安装在套筒内的管道。在通过相对于套筒不移动的导管将流体输送给针的同时来回移动针的能力使得能够在直径比其中流体输送管必须沿着套筒的长度滑动的装置更小的套筒内提供伸缩式针。[0032]套筒可以包括多腔管。通过将挤出分离器元件插入单腔管内部，可以形成腔。所述挤出分离器元件可以包括用于引导同轴电缆的U形槽以及用于容纳流体馈送导管和控制线的一个或多个通孔。[0033]套筒的外径优选地小于2.8_，以便能够允许套筒沿着内窥镜的仪器槽向下配合。用于将扭矩施加于套筒中的手柄可以位于套筒的近端部，在内窥镜控制附近。[0034]仪器可以包括在套筒的远端部的帽元件，所述帽元件覆盖在同轴电缆与第一和第二导电元件之间的电接头。帽元件可以由热收缩材料或灌封胶构成。通过这种方式保护接头，可以在使用期间防止在电接头处发生电弧。尤其地，帽元件被设置为在仪器尖端密封远端电连接以隔开流体。不希望流体进入同轴电缆连接至平行板平面传输线的接合点内，因为微波能量可能被吸收这会造成加热并且不是以有效方式沿着刀片的边缘输送能量或者更低的击穿电压造成装置击穿或飞弧。灌封胶可以包括粘合剂的组合，例如，可以使用低粘性和高粘性紫外线固化医学界认可的粘合剂，例如，Loctite®1304或Loctite⑧4305，低粘性粘合剂可用于填充间隙，并且低粘性可用于将粘合剂通过毛细作用吸附到非常细微的潜在流体路径内。[0035]仪器尖端还可以设置为接收微波频率能量。同轴电缆可以被设置为与射频信号分开或者同时地输送微波信号。第一和第二导电元件可以设置在第一介电元件上，以用作近场天线，以便发射与所接收的微波信号对应的微波EM辐射。[0036]该实施方式可以利用通过射频信号和微波信号而被不同地“看到”的仪器的能力。对于射频信号，仪器尖端可以模制为bemodelledas平行板电容器。通过从平面主体的侧边缘往回设置第一和第二导电层的边缘，平面主体第一介电材料可以基本上包含由在第一和第二导电元件之间的射频信号建立的电场。为了进行射频切割，期望电场在平面主体的外面延伸。在本发明中，能够这样做，在指定为射频切割部分的区域内，将第一和第二导电层的边缘延伸直到平面主体的侧边缘。通过与刀片的一个或多个边缘进行接触，在平行板电容器或平面传输线）的两个板块之间建立的并且耦合到生物组织内的射频场可以产生受控制的微等离子体，并且微等离子体使得能够进行或者增强组织切割处理。[0037]同时，对于微波信号，仪器尖端可以利用表不使两个导电板分开的介电材料的平面主体模制为平行板传输线。在这种情况下，微波频率EM能量的辐射模式取决于平面主体的总体形状和微波馈送结构。在这个特定的实例中，在同轴馈送线（中心导体与上部导电层之间的位于近端部的间隙在确保源的微波能量的阻抗与由组织呈现的负荷阻抗匹配方面起着重要作用。在或者来自）同轴传输线的阻抗或能量输送匹配或者匹配到生物组织方面，平面传输线设置的总体长度也很重要，即，该结构可以形成四分之一波阻抗变压器或半波长谐振器。使用已知的模拟工具，这可以模制成控制微波频率EM能量从哪些边缘辐射。例如，仪器尖端可以被配置为抑制从平面主体的远边缘照射微波EM辐射。[0038]在本文中，射频RF可以指在IOkHz到300MHz范围内的稳定的固定频率，并且微波频率可以指在300kHz到IOOGHz范围内的稳定的固定频率。射频能量的频率应足够高，以防止能量造成神经刺激，并且应足够低，以防止能量造成组织热烫或者不必要的热余裕或者防止损坏组织结构。射频能量的优选标定频率spotfrequency包括以下中的任一个或多个：IOOkHz、250kHz、400kHz、500kHz、IMHz、5MHz。微波能量的优选标定频率包括以下中的任一个或多个：915MHz、2·45GHz、5·8GHz、14·5GHz、24GHz。附图说明[0039]下面，参照附图，详细讨论本发明的实施方式，其中：[0040]图1为作为本发明的一个实施方式的电外科仪器的部分透明的透视图；[0041]图2为图1的仪器的前视图；[0042]图3为图1的仪器的顶视图；[0043]图4为图1的仪器的侧视图；[0044]图5为图1的仪器的横截面侧视图（cross-sectionalsideview;[0045]图6为根据本发明的电外科仪器的辐射部分和伸缩式针的透视图，显示了处于展开配置的针；[0046]图7A为图6的辐射部分和伸缩式针的透视图，显示了处于缩回配置的针；[0047]图7B为安装在仪器中的伸缩式针的横截面图；[0048]图8为根据本发明的一个实施方式的电外科仪器的端部的透视图；[0049]图9为通过在图8中所示的仪器的横截面侧视图；[0050]图10为通过根据本发明的一个实施方式的电外科仪器的轴的横截面图；[0051]图11为通过根据本发明的另一个实施方式的电外科仪器的轴的横截面图；[0052]图12A和图12B分别为适用于本发明的保护壳部件的透视前视图和后视图；[0053]图13到图16示出了在刮刀的端部变成弧形时可以调整刮刀的长度的方式；[0054]图17到图20示出了在刮刀的顶部导体与同轴馈电之间具有不同间隙的刮刀的模拟配置的示图；以及[0055]图21到图23为示出在刮刀的顶部导体与同轴馈电之间具有不同间隙的刮刀的回波损耗的示图。具体实施方式[0056]现在，参照图1到图9,描述作为本发明的一个实施方式的电外科仪器100。仪器包括套筒102,所述套筒具有在其远端部连接的仪器尖端104。套筒102由弹性高分子材料例如，Pebax®制成，具有密封在其内的轴向延伸的编织物braid例如，金属编织物）。该设置形成了扭矩稳定的系统。编织物可以不一直延伸到套筒的远端部，从而在编织物的端部与仪器尖端的近端边缘之间引入安全的距离（例如，沿着纵轴测量，不小于Imm，以便在使用微波能量的过程中，避免电容电导造成编织物加热。没有编织物的套筒可以在此安全距离间隙延伸。该设置还防止平面传输线的两个板或在同轴传输线中的两个导体短路或者连接在一起。编织物结构使得能够将施加于套筒的近端部的扭矩精确地转换成仪器尖端104的旋转运动。为了方便起见，套筒102在示图中显示为透明，以允许示出其内部元件。在实际的实施方式中，套筒可能不透明。[0057]仪器尖端104包括介电块106,在该介电块的上下表面上具有涂覆金属层105、107。涂覆金属层与本发明的第一和第二导电元件对应。涂覆金属层由介电块106的厚度分开，以形成双极辐射刮刀结构，与在GB2472972中公开的结构类似。[0058]涂覆金属层可由高熔点导体例如，W或Ti构成。在这种设置中，更低熔点的导体可以设置在同轴电缆连接至平行板平面传输线的区域周围以促进对同轴设置和平面传输线的焊接。更低熔点的导体可以是银Ag或金Au。[0059]在图2中可以最清晰地看出，介电块的远端部形成呈弧形（例如，抛物线）形状。优选该形状，以便在仪器的外边缘上不呈现尖角，并且使得能够在多个行进方向使用。在仪器用于诸如胃肠道其肠壁非常薄）的具有精细的组织结构的环境中时，这种尖角不可取。[0060]套筒102限定腔（lumen，该腔容纳弹性同轴馈送电缆108和流体输送结构。在此实施方式中，流体输送结构包括在同轴馈送电缆108和伸缩式针110周围的腔的空间形成的通路。套筒102容纳用于展开和缩回针110的控制线112。下面描述针的操作。[0061]同轴馈送电缆108的内导体114从同轴馈送电缆108的远端部突出，并且电接合例如，使用焊料至涂覆金属上层105第一导电元件）。同轴电缆116的外导体通过编织物终端118电耦接至涂覆金属下层107第二导电元件）。编织物终端118包括:管状部件，其电接合至外导体；以及远端延伸的板部分109,该部分安装在介电块106的下面并且电连接至涂覆金属下层107。[0062]在此实施方式中，成形介电材料件120附接至介电块106的下表面。介电材料120可以固定至涂覆金属下层107。成形介电材料件120的底侧具有特别适用于在胃肠道中进行的手术的配置。在纵向上，成形介电材料件120包括远端部分，该远端部分朝着介电块106逐渐变薄例如，以弧形化形式）。仪器的这个部分非常接近在使用时处理的组织，例如，肠壁、食管壁、门静脉或胰腺管。通过这种方式呈现弧形表面，可以避免肠壁或食管壁不必要的穿孔或者损害门静脉或胰腺管。[0063]在图2中可以最清晰地看出，成形介电材料件120的底面具有纵向延伸的凹槽122。凹槽限定伸缩式针110的进出路径。该槽的凹入性意味着在进出路径的两侧具有成形介电材料件的纵向延伸的脊部124。[0064]在图12A和图12B中更详细地显示了与辐射刮刀结构的底侧啮合的成形介电材料件120的表面。成形介电材料件120的远端部具有与涂覆金属下层107接触的平坦上表面126。朝着平坦上表面126的近端部形成有矩形凹部129,用于接收编织物终端118的板部分109〇[0065]成形介电材料件120的近端部形成有U形槽128,用于接收和支撑同轴馈送电缆108的远端部。图12B示出了在成形介电材料件120的近端部的底侧上形成相似的槽130,以接收伸缩式针的导管见图6和7。成形介电材料件120的近端部的外表面是圆柱形，选择适合于套筒内部的直径。[0066]在近端部与远端部之间的成形介电材料件120的侧面，有一对站立的翼部132，这对翼部的内表面与辐射刮刀结构的各个侧边缘啮合engage，接合并且其外表面与套筒102的内表面通过过盈配合来啮合。[0067]成形介电材料件120优选地由陶瓷或具有低导热性的其他材料制成。[0068]在另一个实施方式中，介电主体106和这片成形介电质120可以形成为整体式，即，作为单块主体。在单块主体内可以具有在其内形成例如，切割的平面插槽，用于接收导电材料以形成涂覆金属下层（第二导电元件）。插槽以及因此涂覆金属下层的厚度可以为0.Imm或更大，但是优选地不超过0.2mm。[0069]仪器的总尺寸可以是适合于插入通过内窥镜的仪器槽的尺寸。因此，套筒的外径可以是2.8mm或更小，例如，2.7mm〇[0070]图6、图7A以及图7B示出了用于展开和缩回伸缩式针136的控制线138的操作。为了清晰起见，在图6和图7A中省略了套筒102和成形介电材料件120。伸缩式针136可滑动地安装在针套筒134内，该套筒固定在槽130内，该槽形成在成形介电材料件120的底侧。伸缩式针136能够在针从仪器的远端突出的展开位置在图6中所示与针的远端从仪器的远端后退的缩回位置在图7A中所示之间滑动。伸缩式针136附接在针基底单元140的端部，与传统的做法一样，该针基底单元本身通过操作（即，适当推动或拉动合适的控制线138在套筒内滑动。控制线138优选地与针138串联焊接，如在图6和图7A中所示，因为这允许具有更紧凑的设置。或者，控制线可以与针的侧面或针基底单元邻接，如图1中所示。[0071]在控制线138将针136推至其最前面的（S卩，展开的位置时，针基底单元140与针套筒邻接，以产生密封。针基底单元140防止针推出仪器之外太远。如图7B中所示，在位于同轴电缆108和伸缩式针136外面的腔的空间139形成通路，用于容纳来自套筒的近端部流体，其中，例如，可以由用户注入。形成在针基底单元140的侧壁的孔143在图7B中所示提供在腔内的空间139与针136的近端部之间的流体流动路径。这使得允许在套筒102内沿着流体导管的长度向下行进的流体进入针的近端部并且通过该针尖注射至外部。[0072]如图7B中所示，控制线在导管141内滑动，导管141可以防止控制线在被压缩时弯曲，从而提高在针位置上的控制精度。导管141可以形成在安装在套筒内的半刚性嵌件内，下面参照图10和图11进行讨论。[0073]在缩回位置中，针136的远端部（S卩，针尖可以由针套筒134封闭，以防止意外戳坏患者的组织或者内窥镜的内部结构。针136可以是皮下注射针，终端是用于刺穿生物组织的尖点。[0074]当仪器用于治疗肠壁或食管壁时，注入流体盐水等）以使生物组织膨胀或者提高生物组织可能是特别有用的。例如，对于去除平直地位于肠壁上的无柄息肉，该仪器可能是特别有用的。通过这种方式使组织膨胀，可以帮助降低肠或食管穿孔的风险。由于如果在该区域内引入单独的仪器者在治疗期间可能发生收缩例如，由于流体渗漏），所以有利的是能够使用与输送射频和或微波能量相同的仪器来传输流体。使用相同的治疗结构来引入流体的能力使得能够一发生泄漏就使其至注满的程度。而且，使用单个仪器来进行脱水或切割以及引入流体还减少了进行息肉去除手术的时间，降低了对患者造成伤害的风险，并且还降低了感染的风险。更一般而言，注入流体可用于冲洗治疗区域，例如，用于去除废物或去除组织，以便在治疗时，提供更好的可见性。在内窥镜手术中，这尤其有用。[0075]图8示出了仪器尖端的示图，其中，套筒102的远端部“灌封”在帽元件142内，该元件覆盖在辐射刮刀结构与同轴电缆之间的电接头。帽元件142可以由合适的热收缩材料或灌封粘合剂构成，例如紫外线固化粘合剂，例如Loctite㊈4304和或Loctite®4305。通过这种方式保护接头，可以在使用期间防止在电接头处发生电弧。所使用的粘合剂不应损耗或者吸收所选择的微波频率的能量。使用少量的粘合剂也将使与其耦合的能量的量最小化。如果微波功率被粘合剂吸收，那么会引起局部加热以及对在刀片的边缘上可用的微波功率造成损耗。[0076]图9示出了仪器的远端部的示意性横截面图。在该示图中，针136展开。在此处，套筒102的远端部包括具有更大直径的加宽部分144。加宽部分144在远端部提供更大的空间，这为针展开机构提供了更多的空间并且在辐射刮刀结构105、106、107的同轴电缆108与成形介电材料件120之间提供了更坚固的连接。[0077]图10示出了通过朝着仪器的远端部的套筒102的横截面图。半刚性嵌件146安装在套筒102内，该嵌件被设置为沿着套筒102的长度保持同轴电缆108和推送线112的位置。嵌件146可以是挤出塑料材料等的长度。在图10中，嵌件146具有马蹄形横截面，具有用于与套筒的内表面啮合的外表面以及用于接收同轴电缆108的U形槽。两个纵向延伸的圆形通路形成在嵌件内，分别用于容纳推送线和用于为流体路径提供空间。保持推送线的位置特别重要，这是因为如果在套筒的腔内未限制推送线的运动，那么就会例如由于推送线在套筒内横向移动而丧失对推送线的控制。[0078]虽然在此实施方式中显示为单独嵌件，但是这些通路可以结合到套筒本身内，例如，作为单个挤出件或者通过粘合或焊接至套筒102的内表面。嵌件可以显示横向强度，用于为装置提供抗压性和耐用性。[0079]图11示出了另一个挤出刚性嵌件148的与图10相似的示图。半刚性嵌件146、148的作用是在共同的套筒102内提供多个腔。[0080]在用于输送微波频率能量时，辐射刮刀用作从同轴传输线中馈送的谐振微波结构。其功能在于，将微波能量传递到接近或接触位于刮刀的尖端附近的区域的生物组织。如上所述，辐射刮刀刀片的远端弧形化，以避免在使用时对组织呈现尖边缘或尖角。下面参照图13到图23,讨论在输送微波能量时改变刮刀的端部的形状的效果。[0081]刮刀是低阻抗平面传输线，S卩，在顶部和底部金属板之间的电压与在这两个板块内的（相等和相反）电流的比率接近30Ω使用微波场建模软件进行计算）。通常，馈送刮刀的传输线具有50Ω的阻抗。因此，传输线以及与刮刀的端部接触的生物组织显示为对刮刀具有尚阻抗。[0082]在每个端部的阻抗的差异通常对进入刮刀内和从刮刀中引出的功率通路呈现局部障碍。然而，在刮刀接近全部数量的半波长长度时，在刮刀的端部的电压增大，并且在该端部的电流减小，这都是因为谐振效应，使得功率容易从同轴线通过刮刀传递到组织内。为此，从同轴传输线的端部到刮刀（或平面传输线）的另一端，刮刀的长度在刮刀的有效性上起着重要作用。[0083]仔细调整刮刀的长度，使得考虑刮刀的形状对波长的改变、在板之间的材料的介电常数、以及在刮刀的每个端部的边缘场，刮刀接近操作频率下的半波长长度。实际上，可以通过数字模拟和或试验凭经验找出该长度。[0084]在刮刀的端部的电容的变化方面，可以理解在刮刀的端部的形状变化的影响。[0085]在谐振的条件下，在图13中所示的矩形刮刀的中心通过与电感线圈）相似的方式工作，并且每个端部与电容器类似地工作，如图14中示意性所示。电容和电感的乘积与刮刀谐振的频率的平方反比成比例。用于具有电容C和电感L的谐振电路的谐振频率f的标准电关系。对此进行了描述。[0086]如果刮刀的端部的形状改变，那么这造成电容变化，使得刮刀的谐振频率改变，或者换言之，刮刀现在不是在操作频率下谐振的正确长度。[0087]然而，可以调整刮刀的总长度，以便使其重新回到谐振。所需长度调整的良好近似是使刮刀的面积返回在端部圆化之前的值，这相当于将电容调回其先前的值。[0088]电容与电容器的面积成比例。如果刮刀的端部圆化成半圆形或椭圆形，那么长度应增大，使得额外的矩形部分与为制成半圆形端部而切除的部分具有相同的面积时，如图15中所示。[0089]在图15中的丢失面积是[0091]其中，η是刮刀的宽度的一半，并且r2是形成弧形端部的椭圆的长度的一半。[0092]在图16中所示的要增加的矩形的面积是[0093]2rix=2πX0.2146r2[0094]其中，X是所需要的额外长度。[0095]因此，所需要的额外长度大约为刮刀的圆化部分的长度的0.215倍。如果圆化端部的长度为3_，那么所需要的额外长度大约为0.64mm。通过使用刮刀的实际形状进行的模拟来测试此长度的增大，并且发现这种增大接近最佳。凭经验调整模型的长度，以找出实际上为0.6mm的最佳值。[0096]通过改变刮刀的另一端部的电容，并且改变与50Ω同轴电缆连接的几何形状，也可以校正谐振频率的变化。这样做的一种简单方法是改变在刮刀的顶板与同轴线之间的间距。[0097]在图17中显示了刮刀的一般形状，并且在图18中显示了具有0.4mm间隙的刮刀的侧视图。在图19中显示了具有0.Imm间隙的刮刀的侧视图，并且在图20中显示了靠近侧视图。[0098]在图20中，在刮刀的顶板与同轴线之间的间隙形成可用于调整刮刀的谐振频率的电容器。如果间隙减小，那么电容增大，并且谐振频率降低。[0099]图21示出了具有0.4mm间隙的10.6mm长的刮刀的回波损耗。最佳回波损耗接近5.8GHz〇[0100]图22和图23分别比较具有0.3mm和0.Imm间隙的IOmm长的刮刀的回波损耗。在图22中可以看出，通过0.3mm的间隙，最佳回波损耗是在6GHz，并且在图23中，通过0.Imm的间隙，最佳回波损耗接近5.8GHz。[0101]可能难以精确地制造具有0.1mm间隙的装置，因此，可以优选增大刮刀长度来调整改变总体形状的解决方案。然而，可能使用在刮刀的电缆端部增大电容的其他方法，例如，增大顶板的厚度，无论如何，在应用焊料时可能发生这种情况。[0102]由于可能难以精确地描述在电缆与刮刀之间的连接周围实际上实现的几何形状，所以最佳方法是针对容易建立并且可重复的几何形状。

权利要求：1.一种对生物组织施加射频电磁能量的电外科切除仪器，所述仪器包括：仪器尖端，包括由第一介电材料制成的平面主体，所述第一介电材料使在其第一表面上的第一导电元件与在其第二表面上的第二导电元件分开，所述第二表面朝着与第一表面相反的方向；同轴馈电电缆，包括：内导体；与所述内导体同轴的外导体；以及将所述内导体和所述外导体分开的第二介电材料，所述同轴馈电电缆用于输送射频信号；以及保护壳，包括第三块介电材料，所述第三块介电材料安装为覆盖所述仪器尖端的底侧，其中，所述内导体与所述第一导电元件电连接，并且所述外导体与第二切割元件电连接以使得仪器尖端能接收所述射频信号，并且其中：所述第一导电元件和所述第二导电元件被布置为用作活性电极和返回电极以从所述平面主体的远侧部分发射与所述射频信号对应的射频电磁辐射，并且其中，所述保护壳包括近端和通路，所述近端远离所述平面主体向着近侧延伸，所述通路用于支撑所述同轴馈电电缆的远端。2.根据权利要求1所述的仪器，其中，所述保护壳具有背向所述平面主体的平滑轮廓的凸形底面。3.根据权利要求1或2所述的仪器，其中，所述保护壳的厚度朝着所述仪器尖端的远端减小。4.根据前述权利要求中任一项所述的仪器，其中，所述第一导电元件和所述第二导电元件各自包括涂覆金属层，在第一介电材料的相反表面上形成所述涂覆金属层。5.根据前述权利要求中任一项所述的仪器，其中，所述保护壳由陶瓷或生物相容性塑料构成。6.根据前述权利要求中任一项所述的仪器，其中，所述仪器尖端具有弧形的远边缘。7.根据前述权利要求中任一项所述的仪器，包括流体馈送导管，用于将流体输送给所述仪器尖端以输送至所述仪器之外。8.根据权利要求7所述的仪器，包括流体输送机构，可操作为通过所述保护壳输送来自所述流体馈送导管的流体。9.根据权利要求8所述的仪器，其中，所述流体输送机构包括平滑安装在所述保护壳中的所述平面主体之下的伸缩式针。10.根据权利要求9所述的仪器，其中，所述保护壳的所述近端包括一通路，所述通路的底侧用于容纳所述伸缩式针的导向管。11.根据权利要求7至10中任一项所述的仪器，其中，所述流体馈送导管包括套筒，所述套筒限定用于将流体输送给所述仪器尖端的腔，所述套筒具有所述仪器尖端主体和固定在其远端部上的保护壳，并且被设置为在所述腔内容纳同轴电缆。12.根据权利要求11所述的仪器，其中，所述保护壳的下表面具有形成在其中的径向延伸的凹槽，并且其中，所述伸缩式针安装在所述保护壳的凹槽中。

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