电外科器械

技术领域

本发明涉及一种用于向生物组织递送微波能量和/或射频能量以便消融靶组织的电外科器械。探针可插入穿过内窥镜或导管的通道，或者可用于经皮手术、腹腔镜手术或开放手术中。

发明背景

已发现电磁(EM)能量以及特别是微波和射频(RF)能量因其能够切割、凝结和消融身体组织而可用于电外科手术中。通常，用于向身体组织递送EM能量的设备包括包含EM能量源的发生器，以及连接到发生器以用于向组织递送能量的电外科器械。常规的电外科器械往往被设计成经皮地插入到患者的身体中。然而，例如如果靶部位是在移动的肺中，则可能难以将器械经皮地定位在身体中。其他电外科器械可通过外科观测装置(例如，内窥镜)递送到靶部位，所述外科观测装置可延伸穿过身体内的通道，诸如气道。这允许微创治疗，微创治疗能够降低患者的死亡率并且降低术中和术后并发症率。

使用微波EM能量进行组织消融是基于生物组织主要由水构成的事实。人体软器官组织通常具有在70％与80％之间的水分。水分子具有永久电偶极矩，这意味着在整个分子上存在电荷不平衡。这种电荷不平衡会使分子响应于由时变电场的施加所产生的力而移动，因为所述分子会旋转来使其电偶极矩与所施加的场的极性对准。在微波频率下，快速分子振荡会导致摩擦加热以及随之发生的呈热形式的场能量的耗散。这被称为介电加热。

此原理被用于微波消融治疗中，其中靶组织中的水分子通过在微波频率下施加局部电磁场而快速地加热，从而导致组织凝结和细胞死亡。已知使用微波发射探针来治疗肺和其他器官中的各种疾病。例如，在肺中，微波辐射可用于治疗哮喘并且消融肿瘤或病灶。

RF EM能量可用于生物组织的切割和/或凝结。使用RF能量切割的方法基于如下原理进行操作：在电流(受助于细胞的离子内容物)穿过组织基质时，整个组织上对电子流的阻抗产生热。当将纯正弦波施加到组织基质时，在细胞内产生足够的热以使组织的水分蒸发。因此，存在细胞膜无法控制的细胞的内部压力的大幅上升，从而导致细胞破裂。当这种情况大面积地发生时，可预见的是组织早已被切断。

RF凝结术通过以下方式来操作：将不同波形施加到组织，由此代替蒸发，将细胞内容物加热到约65℃。这通过干燥使组织干燥，并使蛋白质变性。

发明内容

最一般地，本发明提供一种用于电外科器械的远侧尖端的电极结构，所述电极结构使得能够在前向(向远侧)方向上有效地递送射频(RF)能量以及均匀地递送微波能量以在所述远侧尖端周围的区域中进行消融。RF能量可以以集中的方式递送，例如，使得RF能量用以精确地切割组织以有助于远侧尖端的定位。相反，微波能量可例如以全向方式更广泛地递送，以有助于有效的消融。

通过在递送微波能量之前将辐射尖端部分插入靶组织中，可提高将微波能量递送到靶组织的效率，同时使递送到健康组织的微波能量的量最小化。可使用电外科器械同时或分开地(例如一个接一个地)施加RF和微波能量。

通常，使用不同的工具切入肿瘤的外壁中并消融肿瘤。发明人已经意识到，因此，当从体内撤出用于切入肿瘤中的工具时，存在在人体的健康部位中种植癌细胞的风险。在本发明中，单个电外科器械既用于切割又用于消融组织，因此可降低在人体的健康区域中种植癌细胞的风险。本发明的电外科器械的另一个优点是在外科手术期间可花费更少的时间在更换器械上。特别地，本发明实现了器械的功能在RF切割与微波消融之间的快速改变。

根据本发明的第一方面，提供了一种电外科器械，所述电外科器械包括：同轴馈电电缆，所述同轴馈电电缆用于传送微波能量和射频能量，所述同轴馈电电缆具有内导体、外导体和将所述内导体与所述外导体隔开的第一介电材料；以及辐射尖端部分，所述辐射尖端部分设置在所述同轴电缆的远端处以接收所述微波能量和所述射频能量，所述辐射尖端部分包括：尖端主体，所述尖端主体由第二介电材料制成，所述尖端主体具有连接到所述同轴馈电电缆的远端的近端和背离所述同轴馈电电缆的远端；以及设置在所述尖端主体的远端上的第一电极和第二电极，所述第二电极与所述第一电极由暴露的第二介电材料的一部分间隔开，其中所述第一电极通过导电元件电连接到所述同轴馈电电缆的所述内导体，所述导电元件延伸穿过所述尖端主体，其中所述第二电极通过形成于所述尖端主体之中或之上的场成形导电结构电连接到所述同轴电缆的所述外导体，其中所述第一电极和所述第二电极被配置为用于递送所述射频能量的作用电极和返回电极，其中所述导电元件和所述场成形导电结构被配置为用于发射所述微波能量的天线，并且其中所述场成形导电结构被配置为对从所述辐射尖端部分发射的微波能量的辐射剖面成形。

通过这种结构，所述器械可切割和消融体内的靶组织。所述器械可特别适合于消融肺中的组织，但是可用于消融其他器官中的组织，包括但不限于肝脏，肾脏和肌肉。为了有效地消融靶组织，希望将辐射尖端部分定位得尽可能靠近靶组织(并且在许多情况下位于靶组织内部)。为了到达靶组织(例如，在肺中)，可能需要引导器械通过通路(例如，气道)并且绕过障碍物。这意味着所述器械理想地将是柔性的并且具有小的截面。特别地，所述装置在其尖端附近应该是非常柔性的，在其尖端附近，所述装置可能需要沿着可能狭窄且弯曲的通路(例如细支气管)穿行。

同轴馈电电缆可为在一端可连接到电外科发生器的常规同轴电缆。具体地，所述内导体可为沿着同轴馈电电缆的纵向轴线延伸的细长导体。第一介电材料可围绕内导体设置，例如，第一介电材料可具有通道，内导体延伸穿过所述通道。外导体可为设置在第一介电材料的表面上的由导电材料制成的套筒。同轴馈电电缆还可包括用于使电缆绝缘并保护电缆的外保护性护套。在一些实例中，保护性护套可由不粘材料制成或涂覆有不粘材料以防止组织粘连到电缆。辐射尖端部分位于同轴馈电电缆的远端处。辐射尖端部分可永久地附接到同轴馈电电缆，或者辐射尖端部分能可移除地附接到同轴馈电电缆。例如，可在同轴馈电电缆的远端处设有连接器，所述连接器被布置成接纳辐射尖端部分并且形成所需的电连接。

尖端主体用作所述第一和第二电极和场成形导电结构的支撑件。第二介电材料可与第一介电材料相同或不同。第二介电材料可被选择为提高与靶组织的阻抗匹配，以便提高将微波能量递送到靶组织中的效率。在一些实例中，尖端主体可由多种不同的介电材料制成，所述不同的介电材料被选择和布置成以期望的方式对微波发射剖面成形。在第一介电材料与第二介电材料相同的实例中，尖端主体可由第一介电材料的一部分形成，所述部分突出到同轴馈电电缆的远端之外。这可简化辐射尖端部分的构造，并且避免EM能量在辐射尖端部分与同轴馈电电缆之间的边界处反射。

第一电极和第二电极设置在尖端主体上，即，它们在尖端主体的表面上暴露。第一电极和第二电极分别电连接到同轴馈电电缆的内导体和外导体。因此，第一电极和第二电极可接收沿着同轴馈电电缆传送的射频能量，因此可用作双极RF切割电极。通过将射频能量传送到第一电极和第二电极，可经由上述机制来切割和/或凝结位于电极之间的生物组织。

尖端主体可包括通道，导电元件延伸穿过所述通道以将第一电极电连接到内导体。所述通道可为穿过尖端主体的一部分的隧道状通路。因此，导电元件的一部分可被尖端主体围绕。通道的截面可匹配导电元件的截面，使得导电元件与通道中的尖端主体接触。另外地或可选地，可使用粘合剂或环氧树脂将导电元件固定在通道内部。如下所阐释，导电元件可为内导体的向远侧突出的部分。

场成形导电结构用于将第二电极连接到同轴馈电电缆的外导体。场成形导电结构通过尖端主体的第二介电材料与第一导体隔离。因此，在导电元件与场成形导电结构之间可存在一定厚度的第二介电材料。场成形导电结构和导电元件可同轴地布置，第二介电材料形成在它们之间。

导电元件和场成形导电结构一起被配置为用于发射微波能量的天线。场成形导电结构用于对所发射的微波能量的辐射剖面成形。例如，如果希望优先沿特定方向发射微波能量，则场成形导电结构可为布置在尖端主体的一侧上的一片导电材料，以阻止从辐射尖端部分的该侧发射微波能量。通过对场成形导电结构适当地成形和定位，可获得更复杂的辐射剖面。

辐射尖端部分的配置因此使得能够使用RF和微波能量两者来治疗组织。特别地，场成形导电结构使得能够从辐射尖端部分发射微波能量，同时保持与第二电极的电连接，从而能够在第一电极和第二电极之间进行RF切割。

在一些实施方案中，场成形导电结构可包括沿着辐射尖端部分的长度延伸的细长导体。例如，场成形导电结构可为将外导体连接到第二电极的导电材料的线或带。细长导体可平行于电外科器械的纵向方向。细长导体可用于部分阻止微波能量的发射，使得辐射剖面关于器械的纵向轴线是不对称的。这可使得微波能量能够从辐射尖端部分的一侧发射，以提供定向微波消融。

在一些实施方案中，场成形导电结构可包括在导电元件周围形成的开槽导电结构。例如，开槽导电结构可为导电套筒，所述导电套筒具有在套筒中形成的槽。在另一个实例中，导电结构可由缠绕在尖端主体上的螺旋形导电元件形成。在该实例中，槽是由相邻绕组之间的间隙形成的螺旋形槽。

导电结构中的槽使微波能量能够从辐射尖端部分逸出。槽可为构成开槽导电结构的导电材料中的开口或间隙。导电结构的其余部分(即，构成导电结构的导电材料)可用于阻止微波能量从辐射尖端部分逸出。在微波能量沿着器械的辐射尖端部分传送时，微波能量可通过槽发射出去。特别地，槽可中断沿着外导体和导电结构延伸的场线，从而致使槽辐射微波能量。因此，第一导体和开槽导电结构可用作开槽(或“泄漏的”)微波天线。槽的尺寸和形状可被布置成获得期望的微波辐射剖面。例如，如果希望仅从辐射尖端部分的一侧发射微波能量，则可将槽放置在导电结构的相应侧上。槽的宽度可短于或等于微波能量的波长，以确保从槽有效地发射微波能量。可通过在尖端主体中使用所装填的介电材料(即，具有介电常数>1)来调整槽的电气长度。

在一些实施方案中，开槽导电结构可包括缠绕在所述尖端主体的外表面上的螺旋形导电元件以形成暴露出所述第二介电材料的螺旋形槽。螺旋形槽可使微波能量能够从辐射尖端部分关于电外科器械的纵向轴线基本上对称地发射。这可使得能够在围绕辐射尖端部分的明确地限定的体积中消融组织。螺旋形槽可从尖端主体的近端延伸到尖端主体的远端，使得可围绕尖端主体的整个长度辐射微波能量。可通过围绕尖端主体缠绕或沉积导电材料以形成螺旋形导体或通过从导电套筒切出或蚀刻螺旋形槽来形成螺旋形槽。

由于在导电结构中具有螺旋形槽，所以导电结构包括螺旋形导体，所述螺旋形导体在第二电极与外导体之间提供了电路径。螺旋形槽的宽度可短于或等于微波能量的波长，以使得能够有效地发射微波能量。

在一些实施方案中，螺旋形槽的螺距可沿着导电结构的长度变化。此处，螺旋形槽的螺距是指与螺旋中的一整圈相对应的在纵向方向上的长度。导电结构的“长度”是指在电外科器械的纵向方向上的长度。在一个实例中，螺旋形槽的螺距可从导电结构的近端到导电结构的远端增大。换句话说，螺旋形槽中的相邻匝之间的间隔可朝向导电结构的远端增大。在可选实例中，螺旋形槽的螺距可从导电结构的近端到导电结构的远端减小，即，相邻匝之间的间隔朝着远端减小。沿着导电结构的长度改变螺旋形槽的螺距可使得能够调整微波能量的辐射剖面。例如，通过在远端附近使螺旋形槽的螺距增大，可从辐射尖端部分的远端辐射更多的微波能量。特别地，螺旋形槽确定微波发射的位置(根据导电结构中的间隙)。通过改变螺距，相对于辐射尖端部分改变间隙的位置/定位。这可能会导致辐射剖面发生变化。

在一些实施方案中，螺旋形槽可沿着导电结构的长度渐缩。换句话说，螺旋形槽的宽度可沿着导电结构的长度变化(例如，增加或减小)。这可例如通过沿着导电结构的长度改变螺旋形导体的宽度来实现。与改变螺旋形导体的螺距相似，改变螺旋形导体的宽度可用于以期望的方式对辐射尖端部分的微波辐射剖面成形。随着能量从辐射尖端部分的近端辐射出去，留下较少的能量沿着辐射尖端部分的长度向下传播。通过使螺旋形槽的宽度朝向辐射尖端部分的远端增加，剩余能量的较大部分能够传播/耦合到周围组织中。这可用于沿着辐射尖端部分的长度提供更均匀的消融剖面。换句话说，在辐射尖端部分的近端处，可辐射小部分的大量能量，而在远端处，可辐射大部分的少量能量。

在一些实施方案中，导电结构的槽的宽度可为生物组织中的微波能量的波长的约十分之一。这可用于平衡沿着辐射尖端部分的长度辐射/耦合到周围组织中的能量的量。

在一些实施方案中，开槽导电结构可包括用于发射微波能量的多个槽。因此，可从多个槽中的每一者发射微波能量。例如，通过将槽放置在开槽导电结构的不同区域中，可从辐射尖端部分的不同部分发射微波能量。另外，在多个槽中的每一者处发射的微波能量之间的干扰可能会影响辐射剖面，使得可实现微波能量的高度定向的发射。

在一些实施方案中，所述多个槽中的每一者可具有相同的宽度，并且所述槽可沿着辐射尖端部分的纵向方向均匀地间隔开。换句话说，多个槽可沿着辐射尖端部分的纵向方向以周期性阵列布置。槽的这种布置可导致微波能量在辐射尖端部分中的谐振。随着微波能量沿辐射尖端部分向下传播，微波能量可从槽辐射出来。在辐射尖端部分的远端，可能会发生微波能量的部分反射。反射的微波能量在回传到辐射尖端部分时可能会从槽辐射出来。这样的反射周期可在辐射尖端部分内部重复。因此，辐射尖端部分可表现为谐振微波天线。

在一些实施方案中，多个槽中的每一者可具有不同的宽度，并且多个槽可沿着辐射尖端部分的纵向方向以宽度递增或递减的顺序布置。因此，槽的宽度可从辐射尖端部分的近端到其远端增大或减小。优选地，具有最小宽度的槽可位于近端处，而具有最大宽度的槽可位于远端处。槽的这种布置可使辐射尖端部分能够表现为行波微波天线。这是因为槽的这种布置可导致从辐射尖端部分内部到周围组织的耦合效率的正梯度。

在一些实施方案中，开槽导电结构可设置在尖端主体的外表面上。因此，尖端主体的外表面可用作开槽导电结构的支撑件。例如，开槽导电结构可粘附或以其他方式固定到尖端主体的外表面。这可促进辐射尖端部分的构造。这还可改善第一导体与导电结构之间的隔离，因为第一导体穿过尖端主体内部的通道，而导电结构位于尖端主体的外侧上。辐射尖端部分还可包括设置在开槽导电结构上方的保护层(例如，由绝缘材料制成)，以保护开槽导电结构不受其周围环境的影响。然而，在可选实施方案中，开槽导电结构可部分地嵌入在尖端主体中，例如，开槽导电结构可设置在尖端主体的外表面下方。以这种方式，尖端主体的外表面可用于保护开槽导电结构。

在一些实施方案中，导电元件包括内导体的远侧部分，所述远侧部分穿过尖端主体突出以连接到第一电极。换句话说，导电元件可为内导体的延长部，所述延长部延伸超出同轴馈电电缆的远端并穿过尖端主体中的通道。这避免了必须在辐射尖端部分与同轴馈电电缆之间的界面处在导电元件与内导体之间形成电连接。这可提高与第一电极的电连接的可靠性。这也可简化辐射尖端部分的构造，因为所述辐射尖端部分可使用同轴馈电电缆的内导体在同轴馈电电缆的端部制成。

在一些实施方案中，第一电极可由内导体的暴露的远侧尖端形成。换句话说，内导体可延伸穿过尖端主体中的通道，使得内导体的远侧尖端经由通道中的开口暴露。例如，通道可在尖端主体的远端处具有开口，内导体的远侧尖端在所述开口处暴露。内导体的远侧尖端可从通道突出，例如，它可延伸超过尖端主体的远端。可选地，内导体的远侧尖端可与尖端主体齐平，使得其不突出超过尖端主体的远端。这可避免在内导体的远侧尖端周围的锋利边缘，所述锋利边缘可能会卡在组织上。通过将内导体的远侧尖端用作第一电极，可简化辐射尖端部分的构造。这是因为内导体既充当第一导体又充当第一电极，所以可减少制造辐射尖端部分所需的部件数量和电连接数量。

在一些实施方案中，导电结构可由外导体的在尖端主体上方的延伸部形成。换句话说，外导体可从同轴馈电电缆连续地延伸到辐射尖端部分而没有任何中断。例如，外导体可形成从尖端主体上方越过的套筒。槽可形成在外导体的在尖端主体上方延伸的部分中。由于外导体提供了可在其中容易地切出槽的导电结构，因此这可有助于在同轴馈电电缆的端部处形成辐射尖端部分。还避免了在同轴馈电电缆的远端处附接和电连接单独的导电结构的需要。

在一些实施方案中，开槽导电结构可通过设置在同轴馈电电缆的远端处的导电环电连接到外导体。导电环的一侧可电连接到外导体(例如，锡焊或焊接)，并且导电环的另一侧可电连接到导电结构。导电环可提供大表面来用于进行电连接，以有助于与外导体的电连接并提高连接的可靠性。导电环可由刚性材料制成，以进一步有助于与外导体的电连接(针对同轴馈电电缆的柔性，外导体可由柔性材料制成)。导电环还可用于对辐射尖端部分的微波辐射剖面成形，因为它提供了连接到外导体的导电材料区域。

在一些实施方案中，尖端主体可包括在尖端主体的远端处的端面，并且第一电极和第二电极可设置在第二介电材料的端面上。端面可为上面设置有第一电极和第二电极的平面表面。因此，可使用RF能量来切割与尖端主体的端面相邻的生物组织。端面可沿特定方向定向，以获得期望的切割方向。在尖端主体的远端处切割组织可有助于辐射尖端部分隧穿到靶组织中，使得可将微波能量有效地递送到靶组织。

在一些实施方案中，端面可位于垂直于同轴馈电电缆的纵向轴线的平面中。因此，尖端主体的端面可面向前方，即，背离同轴馈电电缆。该配置可使得能够使用递送到第一电极和第二电极的RF能量来切割位于辐射尖端部分正前方的生物组织。这可有助于器械隧穿到靶组织中。例如，通过使用RF能量在器械前面切割组织并向前推动器械穿过所切割的组织直至到达靶区域，可实现隧穿到靶组织中。

在一些实施方案中，第二电极可为围绕第一电极的导电环。换句话说，第二电极可为围绕第一电极设置的导电材料的环。这可使得能够在第一电极周围的区域中切割组织，所述区域由第二电极的形状限定。这能够以有助于辐射尖端部分隧穿到靶组织中的方式对组织中的切口成形。

在一些实施方案中，第二电极的外径可与尖端主体的外径基本相同。这可使得利用第一电极和第二电极制成的切口能够具有与尖端主体大致相同的尺寸，使得可容易地将辐射尖端部分推动穿过所切割的组织。另外，导电环的形状可近似地匹配尖端主体的截面，以进一步有助于辐射尖端部分隧穿到所切割的组织中。例如，在尖端主体具有圆形截面的情况下，第二电极可为具有与尖端主体的外径匹配的外径的圆环。

在一些实施方案中，尖端主体可为圆柱形的，尖端主体的纵向轴线与同轴馈电电缆的纵向轴线对准。因此，尖端主体可具有圆形截面，以有助于电外科器械插入通过外科观测装置的工作通道。尖端主体的圆柱形形状还可提供方便的端面，在所述端面上可设置第一电极和第二电极以在辐射尖端部分的前面切割组织。

在一些实施方案中，圆柱形尖端主体的外径可与同轴馈电电缆的外径基本相同。尖端主体和同轴馈电电缆因此可具有近似相同的截面。以这种方式，尖端主体可呈现为同轴馈电电缆的延伸部。结果，电外科器械可具有沿着其整个长度基本上恒定的外径。这可进一步有助于电外科器械在外科观测装置中的使用以及器械隧穿到靶组织中。

上文论述的电外科器械可形成完整的电外科系统的部分。例如，所述系统可包括：电外科发生器，所述电外科发生器被布置成供应微波能量和射频能量；以及本发明的电外科器械，所述电外科器械被连接来从所述电外科发生器接收微波能量和射频能量。所述电外科设备还可包括外科观测装置(例如，内窥镜)，所述外科观测装置具有用于插入到患者的身体内的柔性插绳，其中所述柔性插绳具有沿着其长度延伸的器械通道，并且其中所述电外科器械被设定尺寸以配合在所述器械通道内。

在本说明书中，“微波”可广泛地用于指示400MHz至100GHz的频率范围，但优选地为1GHz至60GHz的范围。微波EM能量的优选的点频率包括：915MHz、2.45GHz、3.3GHz、5.8GHz、10GHz、14.5GHz和24GHz。5.8GHz可为优选的。相反，本说明书使用“射频”或“RF”指示至少低三个数量级(例如，高达300MHz)的频率范围。优选地，RF能量具有高到足以防止神经刺激(例如，大于10kHz)且低到足以防止组织变白或热扩散(例如，低于10MHz)的频率。RF能量的优选的频率范围可在100kHz与1MHz之间。

在本文中，术语“近侧”和“远侧”分别指代电外科器械的更远离和更靠近治疗部位的端部。因此，在使用中，电外科器械的近端更靠近用于提供RF和/或微波能量的发生器，而远端更靠近治疗部位，即，患者体内的靶组织。

除非上下文另外指明，否则术语“传导的”在本文中用于表示导电的。

下文使用的术语“纵向”指代沿着电外科器械的长度的平行于同轴传输线的轴线的方向。术语“内”表示径向上更靠近器械的中心(例如，轴线)。术语“外”表示径向上更远离器械的中心(轴线)。

术语“电外科”是相对于在外科手术期间使用且利用微波和/或射频电磁(EM)能量的器械、设备或工具而使用。

附图说明

以下参看附图论述了本发明的实例，在附图中：

图1是作为本发明的实施方案的用于组织消融的电外科系统的示意图；

图2是作为本发明的实施方案的电外科器械的透视图；

图3是作为本发明的实施方案的电外科器械的截面侧视图；

图4是作为本发明的实施方案的电外科器械的截面侧视图；

图5A和图5B是示出作为本发明的实施方案的电外科器械的模拟微波辐射剖面的图；

图6是作为本发明的实施方案的电外科器械的模拟回波损耗的曲线图；

图7示出作为本发明的实施方案的电外科器械的等效电路图；

图8A是作为本发明的另一个实施方案的电外科器械的截面侧视图；并且

图8B是图8A的电外科器械的正视图。

应注意，图中所示的实施方案未按比例绘示。

具体实施方式

图1是能够向微创电外科器械的远端供应微波能量和射频能量的完整的电外科系统100的示意图。系统100包括用于可控地供应微波和射频能量的发生器102。适合于此目的的发生器描述于WO2012/076844中，该案以引用的方式并入本文中。发生器可被布置为监测从所述器械接收回的反射信号，以便确定适于递送的功率电平。例如，发生器可被布置为计算在器械的远端处观察到的阻抗，以便确定最佳的递送功率电平。发生器可被布置为以一系列脉冲递送功率，这一系列脉冲被调制为匹配患者的呼吸周期。这将允许在肺泄气时进行功率递送。

发生器102通过接口电缆104连接到接口接合部106。如果需要，则接口接合部106可容纳器械控制机构，所述器械控制机构可通过滑动触发器110，例如以控制一根或多根控制线或推杆(未示出)的纵向(来回)运动来操作。如果存在多根控制线，则在接口接合部上可存在多个滑动触发器来提供全面控制。接口接合部106的功能是将来自发生器102和器械控制机构的输入组合到单个柔性轴112中，所述柔性轴从接口接合部106的远端延伸。在其他实施方案中，其他类型的输入端也可连接到接口接合部106。例如，在一些实施方案中，流体供应源可连接到接口接合部106，使得流体可递送到器械。

柔性轴112可插入穿过内窥镜114的器械(工作)通道的整个长度。柔性轴112具有远侧组件118(在图1中未按比例绘示)，所述远侧组件被成形为穿过内窥镜114的器械通道并且在内窥镜的管的远端处突出(例如，突出到患者体内)。远端组件包括用于将微波能量和射频能量递送到生物组织中的作用尖端。下文更详细地论述尖端配置。

远侧组件118的结构可被布置为具有适合于穿过工作通道的最大外径。通常，外科观测装置(诸如内窥镜)中的工作通道的直径小于4.0mm，例如为2.8mm、3.2mm、3.7mm、3.8mm中的任一者。柔性轴112的长度可等于或大于0.3m，例如2m或更大。在其他实例中，远侧组件118可在柔性轴112已插入穿过工作通道之后(并且在将器械软绳引入到患者体内之前)安装在所述轴的远端处。可选地，柔性轴112可在进行其近侧连接之前从远端插入到工作通道中。在这些布置中，可准许远端组件118具有大于外科观测装置114的工作通道的尺寸。

上文描述的系统是将器械引入到患者的身体内的一种方式。其他技术是可能的。例如，还可使用导管来插入器械。

图2是作为本发明的实施方案的电外科器械200的远端的透视图。图3示出了相同的电外科器械200的截面侧视图。电外科器械200的远端可例如对应于上文论述的远侧组件118。电外科器械200包括同轴馈电电缆202，所述同轴馈电电缆可在其近端处连接到发生器(诸如发生器102)以便传送微波能量和RF能量。同轴馈电电缆202包括由第一介电材料208隔开的内导体204和外导体206。同轴馈电电缆202优选地对于微波能量是低损耗的。扼流圈(未示出)可设置于同轴馈电电缆204上，以抑制从远端反射的微波能量的反向传播，并且因此限制沿着装置的反向加热。同轴电缆还包括围绕外导体206设置来保护所述同轴电缆的柔性外护套210。外护套210可由绝缘材料制成以使外导体206与其周围环境电隔离。外护套210可由不粘材料，诸如PTFE制成，或涂覆有所述不粘材料，以防止组织粘连到器械。

同轴馈电电缆202在其远端终止为辐射尖端部分212，用于将由同轴馈电电缆202传送的微波能量和RF能量递送到生物组织中。辐射尖端部分212包括尖端主体214，所述尖端主体附接到同轴馈电电缆202的远端。尖端主体214由第二介电材料制成，所述第二介电材料可与第一介电材料208相同或不同。第二介电材料可被选择为提高辐射尖端部分212与靶组织的阻抗匹配，以便提高将微波能量递送到靶组织中的效率。在一些实例中，尖端主体214可构成第一介电材料208超出同轴馈电电缆202的远端外的延伸部。

在所示的实例中，尖端主体214是圆柱形的。它可具有与同轴馈电电缆202基本相同的外径。尖端主体214的尺寸可被选择为使得展现出期望的阻抗。尖端主体214的纵向轴线与同轴馈电电缆202的远端部分的纵向轴线对准。尖端主体214具有近侧表面216、端面218和外表面220，如图2和图3中所示。近侧表面216和端面218在圆柱形尖端主体214的相对端处。尖端主体214附接到同轴馈电电缆202的远端，使得尖端主体214的近侧表面216与同轴馈电电缆202中的第一介电材料208接触。尖端主体214的端面218位于垂直于同轴馈电电缆202的纵向轴线的平面中。同轴馈电电缆202的内导体204的远侧部分221延伸穿过尖端主体214中的通道。内导体204的远端在尖端主体214的端面218处暴露，以形成第一电极222。第一电极222与尖端主体214的端面216齐平。这避免了在第一电极222周围出现锋利的边缘。在图2所示的实例中，内导体204具有圆形截面，因此第一电极222具有圆形形状。当尖端主体214与同轴馈电电缆202的中心轴线对准时，第一电极222在尖端主体214的端面218上基本上居中。

第二电极224也设置在尖端主体214的端面218上。第二电极214是环形的，并且被布置为使得其围绕第一电极222。第二电极的外径大致匹配尖端主体214的外径，例如在其附近或在其上延伸。在一个实例中，第二电极224类似于安装在尖端主体214的远端上面的导电帽。帽可具有沿着尖端主体的外表面220的远侧部分纵向地延伸的短轴环。帽可覆盖尖端主体的远端表面，其内露出第一电极222的被暴露(例如，被切出或蚀刻出)的孔隙除外。

圆形的第一电极222与环状的第二电极224被布置为同心的。例如，第一电极222可具有大约0.5mm的外径，并且第二电极224可具有1.25mm的内径。因此，第一电极222和第二电极224通过尖端主体214的端面218的暴露部分而彼此隔离。在所示的实施方案中，端面218是平坦的。然而，在其他实施方案(未示出)中，端面可以是圆的或尖的，以便于插入靶组织中。

第二电极224经由由螺旋形导体226形成的导电结构连接到同轴馈电电缆202的外导体206。螺旋形导体226设置在尖端主体214的外表面220上。螺旋形导体226形成螺旋线，其中心轴线与尖端主体214的纵向轴线对准，使得螺旋形导体226绕尖端主体214的外表面220缠绕。因此，螺旋形导体226围绕内导体204的一部分设置，所述部分延伸穿过辐射尖端部分212中的通道。螺旋形导体226通过第二介电材料的径向厚度与内导体204隔离。螺旋形导体226经由导电环225连接到外导体206，所述导电环设置在同轴馈电电缆202的远端并且电连接到外导体206。

在一些实例中，可通过将一定长度的导电材料缠绕在尖端主体214的外表面220上并且将导电材料粘附至尖端主体214(例如，使用环氧树脂)来形成螺旋形导体226。在其他实例中，可通过在尖端主体214的外表面220周围放置导电材料的套筒，并在导电材料的套筒中切割出螺旋形槽来形成螺旋形导体226。在其他实例中，螺旋形导体226可构成同轴馈电电缆202的外导体206在尖端主体214上方的延伸部，其中在外导体206的在尖端主体214上方延伸的部分中切出了螺旋形槽。在另外的实例中，螺旋形导体226可直接镀覆/金属化到尖端主体214的表面上(例如，可通过在尖端主体214上沉积和图案化金属层来形成螺旋形导体226)。

螺旋形槽228形成在螺旋形导体226的相邻绕组之间，尖端主体214的外表面220的一部分通过所述螺旋形槽暴露。换句话说，外表面220在螺旋形导体226的相邻绕组之间暴露。螺旋形导体的螺距和螺旋形槽228的宽度使得递送到辐射尖端部分212的微波能量可逸出并向外辐射。因此，辐射尖端部分212在微波频率下表现得像开槽的(也称为“泄漏的”)同轴天线。因此，沿着同轴馈电电缆202传送的微波能量可在辐射尖端部分212处发射，以将微波能量递送到靶组织中。为了能够从辐射尖端部分212发射微波能量，螺旋形槽的宽度可短于或等于微波能量的波长。螺旋形槽228的宽度在图3中由线227示出。由于螺旋形槽228自始至终缠绕在尖端主体214的外表面220上，因此微波能量可相对于辐射尖端部分212的中心轴线围绕所述外表面均匀地发射。因此，螺旋形导体226用作场成形导电结构，用于对从辐射尖端部分212发射的微波能量成形。

因此，辐射尖端部分212能够发射微波，同时保持与尖端主体214的端面218上的第一电极222和第二电极224的电连接。第一电极222和第二电极224可用作双极RF电极，以使用RF能量切割和/或凝结组织。例如，第一电极222可充当作用电极，而第二电极224可充当RF能量的返回电极。因此，辐射尖端部分212使得能够使用RF和微波能量来治疗靶组织：使用递送到第一电极222和第二电极224的RF能量来进行组织切割和/或凝结；以及使用经由辐射尖端部分212的“泄漏”天线结构发射的微波能量进行组织消融。

第一电极222和第二电极224在尖端主体214的端面218上的位置使得第一电极222和第二电极224能够用于RF切割和隧穿到组织中。通过将RF能量传送到第一电极222和第二电极224，可切割位于辐射尖端部分212正前方的生物组织(即，与端面218相邻的组织)。另外，因为第二电极224形成为围绕第一电极222的环，所以可在第一电极222周围的区域中切割组织。当在辐射尖端部分212前面的组织被切割时，可推动辐射尖端部分212穿过所切割的组织并隧穿到靶区域中。因为第二电极224的外径近似匹配尖端主体214的外径，所以组织中的切口可具有与尖端主体214的截面大致相同的形状。这可进一步有助于隧穿到组织中。随后，当到达靶区域时，可通过经由辐射尖端部分212将微波能量递送到靶区域中来消融靶区域中的组织。这使得辐射尖端部分212能够被放置在将要使用微波能量消融的靶区域的内部(例如，中心附近)。例如，使用RF切割，可在施加微波能量之前将辐射尖端部分212隧穿到将要消融的靶组织(例如，肝脏，肾脏，肌肉或血液中的组织)中。随后，当辐射尖端部分212位于靶组织内部时，可通过向靶组织递送微波能量来消融所述组织。以这种方式，可提高将微波能量递送到组织的效率，同时减少递送到健康组织的微波能量的量。

螺旋形导体226的螺距和螺旋形槽228的宽度对于辐射尖端部分212的性能很重要。辐射尖端部分212的设计折衷包括使螺旋形槽228足够宽以用于微波发射，但是要足够窄以有利于RF能量传播到第一电极222和第二电极224。特别地，螺旋形导体的宽度越小(图3中的线230所示)，螺旋形导体226的阻抗越大，这可能导致在辐射尖端部分212处由RF能量产生大量的热。辐射尖端部分212的构造中的另一个重要考虑因素是第二介电材料的介电击穿强度以及第一电极222与第二电极224之间的间隔。为了在第一电极222与第二电极224之间发生RF切割，RF能量的峰值电压应足以克服电极之间的气隙或组织的击穿电压，而不会在第二介电材料中引起介电击穿。由于由RF切割引起的高温，在辐射尖端部分212中使用的材料还应该能够承受高的工作温度。用于第二介电材料的合适材料包括

图4示出了电外科器械200的辐射尖端部分212的几个尺寸。图4示出了电外科器械200的与图3相同的视图，但是为了易于理解，图4中省略了图3所示的几个标签。发明人已经发现以下是辐射尖端部分212的合适尺寸：辐射尖端部分212的在纵向方向上的长度(由标有数字232的线表示)：6mm；圆柱形尖端主体214的外径(由标有数字234的线表示)：2.55mm；圆形的第一电极222的外径(由标有数字236的线表示)：0.5mm；环状的第二电极224的内径(由标有数字238的线表示)：1.25mm；螺旋形槽228的宽度(由标有数字227的线表示)：1.17mm；螺旋形导体226的宽度(由标记为230的线表示)：0.4mm。当然，辐射尖端部分212的其他尺寸也是可能的，并且这些尺寸仅是举例给出。

图5A示出了针对图2至图4的电外科器械200的在周围组织中的计算出的辐射剖面(即，辐射尖端部分212具有以上关于图4讨论的尺寸)。使用有限元分析针对5.8GHz的EM能量频率计算辐射剖面。所述计算表明，微波能量从辐射尖端部分212的侧面和远端辐射，即，通过螺旋形槽228辐射。辐射剖面覆盖辐射尖端部分212周围的近似球形的区域。因此，辐射尖端部分212的“泄漏”天线结构使得能够在辐射尖端部分212周围基本上均匀地发射微波能量，使得可在辐射尖端部分212周围的明确地限定的体积中消融组织。图5B示出了图5A的计算出的辐射剖面的轴向截面(即，图5B示出了在垂直于器械的纵向轴线的平面中的辐射剖面)。从图5B中可看出，辐射尖端部分的辐射剖面关于器械的纵向轴线基本上对称。

图6示出了电外科器械200的S参数(也称为“回波损耗”)对微波能量的频率的模拟图。如技术领域中众所周知，S参数是由于阻抗不匹配而引起的微波能量的回波损耗的量度，因此，S参数指示靶组织与辐射尖端部分之间的阻抗不匹配的程度。S参数可由等式P

图7示出了图2至图4的电外科器械200的等效电路700的图。同轴馈电电缆202由电感L1、L2和L3以及电容C1、C2和C3表示为理想的传输线。辐射尖端部分212的天线结构由电感L4和L5、电阻R1和电容C4表示。螺旋形槽228中断了沿着同轴馈电电缆202的外导体206的电流流动路径，并导致了额外的电感。由螺旋形槽228引起的该额外电感在图7中由电感L4表示。可通过控制辐射尖端部分的物理特性，例如螺旋形导体的宽度、尖端材料、尖端尺寸等，来优化等效电路700的特性。例如，螺旋形槽228的宽度可能对电感L4有影响。槽距同轴传输线接口的长度或距离可改变负载的相位，从而改变观察到的阻抗。可进行有限元分析模拟以评估辐射尖端部分的几何形状和材料变化的影响。

在以上实施方案中描述的结构的替代结构也可使得能够使用RF和微波能量来治疗组织。在上述实施方案中，螺旋形导体226的螺距沿着辐射尖端部分212的长度是恒定的。然而，在其他实例中，螺旋形导体的螺距可沿着辐射尖端部分的长度变化。例如，螺旋形导体的螺距可朝着辐射尖端部分的远端增大(或减小)。作为另一个实例，通过例如使螺旋形导体的宽度朝着辐射尖端部分的远端增大或减小，螺旋形槽可沿着辐射尖端部分的长度渐缩。改变螺旋形导体的螺距和/或使螺旋形槽渐缩可用于对辐射尖端部分的微波辐射剖面成形。

在其他可选实施方案中，可使用除了螺旋形导体之外的开槽导电结构来将同轴馈电电缆的外导体连接到第二电极。例如，第二电极可经由围绕尖端主体设置的导电套筒连接到外导体。可在导电套筒中切出一系列槽，以使得能够发射微波能量，同时仍然保持与第二电极的电连接。例如，如果希望仅沿特定方向发射微波能量，则可仅在导电套筒的一侧上设有槽。

图8A和图8B示出了电外科器械800，其是本发明的另一个实施方案。与电外科器械200相比，电外科器械800具有连接外导体与第二电极的不同类型的场成形导电结构。图8A示出了电外科器械800的截面侧视图，而图8B示出了电外科器械800的正视图。电外科器械800包括同轴馈电电缆802，所述同轴馈电电缆具有通过第一介电材料808隔开的内导体804和外导体806。同轴馈电电缆802还包括外护套210。同轴馈电802可类似于电外科器械200的同轴馈电电缆202。

同轴馈电电缆802在其远端终止为辐射尖端部分812。辐射尖端部分812包括尖端主体814，所述尖端主体附接到同轴馈电电缆802的远端。尖端主体814可由第二介电材料制成，所述第二介电材料可与第一介电材料808相同或不同。内导体804的一部分延伸穿过尖端主体814中的通道，使得内导体的远端在尖端主体814的端面816处暴露。内导体804的暴露的远端在端面816上形成第一电极818。由导电材料制成的导线820沿着辐射尖端部分812的长度从同轴电缆802的远端延伸到辐射尖端部分812的端面816。导线820的一端电连接到外导体806。如图8B中所示，导线820部分地嵌入尖端主体814中。导线820的远端在端面816处暴露以形成第二电极822。

由于第一电极818和第二电极822分别电连接到内导体804和外导体806，所以它们可用作RF切割电极(类似于电外科器械200的电极222、224)。此外，从同轴馈电电缆802递送到辐射尖端部分812的微波能量可由辐射尖端部分812发射。然而，与器械200的螺旋形导体226相反，导线820仅设置在辐射尖端部分812的一侧上(即，其不缠绕尖端主体)。结果，导线820将用于在辐射尖端部分814的一侧上部分地阻挡微波能量，使得微波辐射剖面将不会关于器械的纵向轴线对称。因此，可优先从辐射尖端部分812的与导线820相对的一侧(例如，图8B中的箭头824所指示的一侧)发射微波能量。因此，导线820起到将外导体806连接到第二电极822以及对微波辐射剖面成形的双重功能。