递送微波能量的电外科探头的制作方法

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本申请是申请号为201680073764.0的专利申请的分案申请。原申请的发明名称为《递送微波能量的电外科探头》，申请日为2016年12月16日。

本发明涉及一种用于将微波能量递送到生物组织以便消融靶组织的电外科探头。具体地，探头可在肺部或子宫中使用以例如消融肿瘤、病变或纤维瘤并且治疗哮喘。探头可通过支气管镜的通道或导管插入，或者可在腹腔镜手术或开腹手术中使用。

背景技术：

由于支气管树的尺寸较小，尤其朝向可能形成小结节的外围区域，固有地难以获得进入肺部肿瘤的通路。这导致采用许多治疗选项，诸如化学疗法(靶向药物、抗癌药物(化疗剂))、放射疗法(电离辐射的递送)、手术(侵入性和微创)和rf/微波消融。外科手术涉及肺切除术(移除一个肺)、肺叶切除术(移除肺叶)、袖式肺叶切除术(切除肺叶以及肺叶所附的部分支气管)、楔形切除术(移除肺部的楔形部分)以及肺段切除术(segmentectomy/segmentresection)(切除特定的肺段)。

已知使用微波发射探头来治疗肺部和其他身体组织中的各种病情。例如，在肺部中，微波辐射可用于治疗哮喘和消融肿瘤或病变。

市场上现有的微波消融设备被设计为经皮插入。然而，此类设备难以经皮定位到移动的肺部中，这可能会导致并发症，诸如气胸和血胸(胸膜腔内分别存在空气和血液)。

使用探头将能量递送到靶组织是优选的，因为辐射部分可靠近靶部位定位，因此可将高比例的功率传输到靶部位，并且有较低比例的功率损耗到周围的健康组织。这减少了治疗的副作用以及提高了效率。

通过微创手术进行高效的肺癌治疗对于降低肺癌患者的死亡率以及降低术中和术后并发症率是所希望的。探头可经由腹腔镜手术、开腹手术或者经由体内通道(诸如气道)插入组织。最小侵入性方法是在体内使用通道，并且这减少了手术对病人的压力。可使用导管或支气管镜来帮助将器械导向到靶部位，并且us2009/306644中给出了所使用机构的一些实施例。

在us2014/046174中，公开了一种微波消融导管，其具有由支气管镜通过患者的气道递送到靶部位的辐射部分。

可使用辐射部分的各种设计，诸如如us2014/046174中所述的在远端上具有辐射部分的同轴电缆以及us2013/324995的能量递送设备。

技术实现要素：

在最一般的情况下，本发明的一个方面提供了一种用于在微创手术技术中使用的电外科器械，其在非常小的范围内提供能够精确地消融肺部中的组织的局部微波场。这通过适当选择几何形状和材料用于其辐射远端来完成。如下面更详细解释的，本发明的另一个方面将功率递送结构集成在支气管镜的器械索内。本发明的这两个方面可彼此组合使用和/或与转向控制、温度感测以及视觉系统结合使用，以在治疗期间为从业者提供丰富的反馈信息源。

根据本发明的一个方面，提供了一种用于将微波能量递送到肺部组织中的电外科器械，所述电外科器械包括：用于传送微波能量的同轴电缆，所述同轴电缆具有内部导体、外部导体以及将所述内部导体与所述外部导体分开的第一电介质材料；以及辐射尖端部分，其被设置在所述同轴电缆的远端处以从所述同轴电缆接收微波能量，其中所述辐射尖端部分包括：由与第一电介质材料不同的第二电介质材料形成的电介质尖端，以及所述内部导体的远侧导电部分，所述远侧导电部分纵向地延伸到所述电介质尖端中，并且其中所述第二电介质材料的介电常数大于所述第一电介质材料的介电常数，由此所述辐射尖端部分被布置为辐射用于组织消融的局部微波场。所述器械因此是在其远端处具有介电常数负载的基于同轴的设备。所述设备的远端被设计为促进高效的微波能量递送到肺肿瘤组织中以实现局部体积的消融。所形成的局部热致组织损伤(消融区)由于电介质加热而发生。可使用其他能量递送模式。例如，所述器械可包括被布置在电介质尖端的外表面上的导电材料，以形成用于将微波能量递送到生物组织中的共平面传输线的微带。

所述器械还可被配置为递送射频(rf)能量。

电介质尖端的作用是减小微波能量的波长，这允许更好的阻抗匹配和基于小的几何约束更好地控制所形成的消融轮廓。例如，同轴电缆和辐射尖端部分的外径可等于或小于1.9mm，优选等于或小于1.5mm。此尺寸使得器械能够适应市售支气管镜器械通道并且被其操纵。如下文所解释，所述器械还可包括其自己的转向机构，所述转向机构可允许所述器械在它从支气管镜器械通道的端部延伸出时被操纵。

为了保持设备的柔性，电介质尖端的轴向长度等于或小于3mm，优选地等于或小于2mm。这使得第二电介质材料相对刚性，且不会不利地影响器械(尤其是其远端)的柔性。

微波能量可为单个稳定的频率，例如，5.8ghz。可基于微波能量的频率来选择第二电介质材料的介电常数，使得电介质尖端的轴向长度对应于当微波能量在电介质尖端中传播时所述微波能量的波长的不可忽略的部分。在本文中，不可忽略部分可等于或大于0.05，优选地大于0.06。这可确保第二电介质材料提供合适的波长缩短效应。在一个实施方案中，第二电介质材料的介电常数等于或大于80。例如，可使用二氧化钛作为第二电介质材料。pfte或在微波能量的频率下具有低损耗的任何其他电介质可用于第一电介质材料。

辐射尖端部分可被布置为充当四分之一波阻抗变换器以将输入阻抗与组织负载阻抗匹配。换句话说，选择辐射尖端部分的几何形状使得在看向阻抗变换器之前的传输线时阻抗失配的影响是不可见的。

辐射尖端部分可进一步包括中间电介质元件，所述中间电介质元件包围远侧导电部分的近侧部分并且将第一电介质材料与电介质尖端分开，所述中间电介质元件由与第二电介质材料不同的第三电介质材料形成。第三电介质材料可与第一电介质材料相同或不同。可例如使用模拟等来选择中间电介质元件的几何形状以促进上面讨论的阻抗匹配功能。

器械的实施方案可在同轴电缆近端处包括柄部，例如，以向合适的电外科发生器提供接口，并且包括用于传送同轴电缆和辐射尖端部分的封闭端导管/护套。

局部微波场可基本上为球形，例如，围绕辐射尖端部分。电介质尖端中的微波能量的波长的缩短可防止微波场向近侧延伸或伸长，例如，回降同轴电缆的长度。球形场形状的一个优点是它是旋转不变的，因此不需要控制所述器械通道中的器械定向。

然而，在一些情况下，可能不需要辐射尖端部分的所有侧上的场都相等。因此，辐射尖端部分可包括场成形元件，其被布置为将微波场引导到辐射尖端部分的一侧。场成形元件可包括扼流圈，其包括电介质层和导电材料。

所述场成形元件可为导电指状物，其沿着电介质尖端的外表面的与引导出微波场的侧相对的一侧纵向地延伸，所述导电指状物电连接到同轴电缆的外部导体。因此导电指状物充当场的反射器以确保大部分微波能量从辐射尖端部分的一侧发射。导电指状物优选地在电介质尖端的窄外围部分上方延伸。导电指状物的周向尺寸越窄，阻抗匹配功能就越好。

导电指状物优选地延伸超出远侧导电部分。例如，辐射尖端部分可包括远离电介质尖端和远侧导电部分设置的电介质盖，所述导电指状物沿着电介质盖的外表面延伸，由此与远侧导电部分相比，所述导电指状物从同轴电缆延伸得更远。此配置还改进了阻抗匹配功能。电介质盖由与第二电介质材料不同的第四电介质材料形成。第四电介质材料优选地是对微波能量表现出低损耗的材料，并且可与第一电介质材料相同。因此，第一电介质材料(即，同轴电缆中的电介质)可与第三电介质材料(其充当用于同轴电缆的端部处的外部导体的隔离屏障)和第四电介质材料(其可形成设备的远端尖端)相同。例如，所有这些元件都可由ptfe形成。第二电介质材料可夹在第三电介质材料与第四电介质材料之间并且具有较高的介电常数。例如，第二电介质材料可由二氧化钛制成。

导电指状物可为同轴电缆的外部导体的延伸部。因此它可固定在电介质尖端上。在此实施例中，所述器械可能需要在器械通道中旋转，以便控制辐射微波场的位置。

然而，在另一个实施方案中，导电指状物可以是安装并电连接到同轴电缆的外部导体上的导电套管的远侧部分，其中所述导电套管相对于电介质尖端可旋转以调整导电指状物的周向位置。在此布置中，整个器械不需要在器械通道中旋转。只需要控制导电套管。导电套管的定向可由一对导丝等来控制。

导电套管可用于提供其他类型的场成形元件。例如，所述场成形元件可为形成在电介质尖端上方的导电套管，所述导电套管中在引导出微波场的侧上形成辐射缝隙。导电套管可相对于电介质尖端旋转以调整辐射缝隙的周向位置。

导电套管不需要旋转。例如，导电套管可具有围绕电介质尖端的外表面的多个径向偏移的辐射缝隙，并且辐射顶部可包括致动器，所述致动器可操作以选择性地仅暴露所述多个辐射缝隙中的一个。在实施方案中，导电套管可在电介质尖端的相对侧上具有一对辐射缝隙。所述致动器可包括可纵向滑动套管，所述可纵向滑动套管中形成有径向偏移的(例如，径向相对的)切口，其中所述致动器可在第一位置与第二位置之间移动，在所述第一位置中，第一切口暴露所述辐射缝隙对中的第一个，在所述第二位置中，第二切口暴露所述辐射缝隙对中的第二个。选择切口和辐射缝隙的相对位置以防止这两个辐射缝隙同时暴露。例如，切口可在纵向方向上偏离彼此。在此实施例中，所述辐射缝隙对可横向地对准或偏移不同的量以免同时暴露。在实施方案中，所述致动器可移动到这两个缝隙都暴露的第三位置以例如能够发射球形场。

场成形元件可包括形成在电介质尖端上的贴片天线。可替代地，场成形元件可包括泄漏开缝线，即，通过在同轴传输线的接地平面中提供多个缝隙而形成的辐射元件。

外护套可形成在辐射尖端部分上方以例如提供生物相容性和/或保护器械。电介质尖端可具有帮助在肺部内操纵器械的几何形状。例如，所述设备的远端可为圆形的，例如，圆顶状或半球状。

所述器械可包括成像元件，所述成像元件用于传送成像信号以允许所述器械的远端可视化。在实施方案中，成像元件可包括光纤镜，其包括光纤束。光纤束可具有0.3mm到0.5mm的直径，并且可包括照明光纤和检测光纤。合适的光纤镜由fujikura生产并且可提供高达10,000个像素的图像。所述内部导体和远侧导电部分是中空的以限定用于承载光纤束的通道。可替代地，光纤束可与内部导体和远侧导电部分形成为一体。例如，光纤束可延伸穿过第一电介质材料和辐射尖端部分，并且在其外表面上方可具有一层导电材料，由此它实际上形成同轴电缆的内部导体以及远侧导电部分。

在可替代的实施方案中，所述成像元件可包括安装在辐射尖端部分的远端处的图像传感器和用于将来自图像传感器的信号传送到器械的近端的通信电缆。图像传感器可以是基于cmos或ccd的。所述通信电缆可包括用于传送照明信号的一根或多根光纤。在另一个实施方案中，所述图像传感器可包括超声换能器。类似于上面讨论的布置，内部导体和远侧导电部分可以是中空的以限定用于承载所述通信电缆的通道。

在其他实施方案中，光纤束或通信电缆可偏离同轴电缆的轴线。例如，光纤束或通信电缆可在同轴电缆旁边延伸，或者可集成在包围器械的外护套或导管内。

为了获得更好的图像分辨率，可在器械的远端处安装多个图像传感器。多个光纤束可将图像数据传送到器械的近端。

所述器械在其远端处可进一步包括温度传感器。所述器械因此可提供关于所述器械的远端处的状况的额外反馈。温度传感器可以是安装在同轴电缆的外部导体上的热电偶。所述热电偶可具有与其一起形成的多个短截线，所述短截线被布置为滤除与微波能量具有相同频率的信号。

可替代地，所述温度传感器可与上面讨论的成像元件组合。例如，所述温度传感器可包括在端部的远端处的温度敏感微机械结构。成像元件或一些其他器件可用于光学监测温度敏感微机械结构，并且由此导出指示器械的远端处的温度状况的信息。

微波能量可以按脉动方式施加。为了避免微波能量淹没来自温度传感器的响应信号，可在微波能量关闭时(即，在脉动操作的关闭期中)进行温度测量。可替代地或另外，所述器械可包括滤波布置，其用于消除来自温度传感器的响应信号上由微波能量引起的噪声。滤波布置可包括低通滤波器和共模注入仪表放大器，其被布置为消除来自响应信号的较高频率分量。

整个器械可安装在封闭端导管或外护套中。外护套可为多腔导管，所述多腔导管被布置为传送以下中的任何一个或多个：导丝，其用于控制辐射尖端部分的移动，以及流体，其用于冷却所述器械的远端。通过提供导丝来控制器械的移动，可在支气管树内操纵以定位并治疗目前不能治疗的肿瘤。导丝可在外护套内部延伸或者可被挤压作为其整体部分。可使用一根、两根或三根导丝。

在另一个方面中，本发明提供了一种用于将微波能量递送到肺部组织中的电外科装置，所述电外科装置包括：发生器，其用于产生微波能量；用于非经皮插入患者肺部中的支气管镜，所述支气管镜具有沿着其长度延伸的器械通道；以及支气管镜的器械通道中如上所述的电外科器械，其中所述同轴电缆被连接以从发生器接收微波能量。所述发生器可被布置为随着患者的呼吸循环而及时递送微波能量的脉冲。

在另外的方面中，本发明提供了一种支气管镜，其包括：主体；以及用于非经皮插入患者肺部的柔性器械索，所述器械索从所述主体延伸并且具有形成为穿过其中的纵向延伸器械通道，其中所述主体包括：功率输入端口，其可连接以接收微波能量，以及光学端口，其被布置为从所述器械索的远端接收光学信号，并且其中所述器械索包括围绕所述器械通道形成的同轴传输线，所述同轴传输线连接到所述功率输入端口以将微波能量传送到所述器械索的所述远端。在此方面中，用于递送功率的器件被集成到支气管镜的器械索中，而不是以穿过其器械通道的同轴电缆来递送。这使得能够在相同的整体器械索直径内使用大型同轴结构。这继而可减少损耗和/或释放器械通道中的空间以供用于其他用途。

所述支气管镜可在器械通道的远端处安装有辐射器，所述辐射器电连接同轴传输线以从同轴传输线接收微波能量并且发射微波场。辐射器可为如上所述的电外科器械，例如，所述电外科器械具有从器械索突出并且终止于辐射尖端的一段同轴电缆。所述同轴传输线的外径可大于电外科器械中的同轴电缆的外径。换句话说，总体功率递送结构包括具有不同直径的一对同轴线。

带有集成同轴传输线的支气管镜可与其他类型的辐射器一起使用。例如，辐射器可包括以下中的任何一个：可膨胀气囊、径向膨胀管、钳子结构以及桨叶结构。

器械通道(或器械索中的另一个专用通道)可被布置为接收流体(例如，诸如盐水或水等冷却剂)以在治疗期间冷却同轴传输线。因此，所述主体可包括流体输入端口，所述流体输入端口与器械通道(或器械索中的另一个管腔)连通。

所述主体可包括连接到一根或多根导丝的控制致动器，所述导丝通过所述器械索延伸到辐射器，其中所述控制致动器可操作以使所述导丝在所述器械索内移动以控制所述辐射器的移动。导丝可延伸穿过器械通道或者穿过器械索中的其他专用通道。

所述主体可包括照明端口，并且所述器械索可包括与照明端口光学通信的一个或多个光学通道以用于将照明信号传送到所述一个或多个光学通道的远端以照明治疗区域。照明信号可以是用于使得治疗区域能够通过光学端口(例如，目镜)查看的光学辐射(例如，白光)。可替代地或另外，照明信号可使得能够捕获治疗区域的图像。

在一个实施例中，照明信号可用于光谱学目的。例如，它可来自uv激光器。

光源可安装到所述主体以产生照明信号。光源可以是led或卤素光源。

在另一个方面中，本发明提供了一种用于将微波能量递送到肺部组织中的电外科装置，所述电外科装置包括：发生器，其用于产生微波能量；以及如上所述的支气管镜，其中所述功率输入端口连接到所述发生器以将所述微波能量传送到所述同轴传输线。所述发生器可被布置为以1％与50％之间的占空比来脉动微波能量。

在本文中，射频(rf)可表示在10khz到300mhz的范围内的稳定固定频率，并且微波频率可表示在300mhz到100ghz的范围内的稳定固定频率。rf能量的优选点频率包括100khz、250khz、400khz、500khz、1mhz以及5mhz中的任何一个或多个。微波能量的优选点频率包括915mhz、2.45ghz、5.8ghz、14.5ghz以及24ghz。

在本文中，除非上下文另有规定，否则术语“导电(conductive)”表示“导电(electricallyconductive)”。

附图说明

下文参考附图更详细地描述本发明的实施例，其中：

图1是可与本发明一起使用的电外科装置的示意图；

图2是可在本发明的实施方案中使用的电外科设备的纵向横截面；

图3是作为本发明的实施方案的电外科设备的纵向横截面；

图4是作为本发明的实施方案的电外科设备的纵向横截面；

图5a是由图1的电外科设备产生的辐射吸收图案的模拟的纵向横截面；

图5b是由图1的电外科设备产生的辐射吸收图案的模拟的轴向横截面；

图6是由图3的电外科设备产生的辐射吸收图案的模拟的纵向横截面；

图7a是由图4的电外科设备产生的辐射吸收图案的模拟的第一纵向横截面；

图7b是由图4的电外科设备产生的辐射吸收图案的模拟的轴向横截面；

图7c是由图4的电外科设备产生的辐射吸收图案的模拟的第二纵向横截面；

图8a是作为本发明的实施方案的电外科设备的纵向横截面；

图8b是图8a中所示的电外科设备的第一变型的示意等距视图；

图8c是图8a中所示的电外科设备的第二变型的示意等距视图；

图9a是作为本发明的实施方案的电外科设备的纵向横截面；

图9b是图9a中所示的电外科设备的示意等距视图；

图10a是作为本发明的实施方案的电外科设备的纵向横截面；

图10b是图10a中所示的处于第一配置的电外科设备的示意等距视图；

图10c是图10a中所示的处于第二配置的电外科设备的示意等距视图；

图11是作为本发明的实施方案的具有集成功率递送的支气管镜的示意图；

图12是沿着图11中所示的支气管镜的器械索的轴线的示意图；

图13是作为图11中所示的实施方案的第一变型的穿过支气管镜的器械索的远侧部分的示意横截面；

图14是作为图11中所示的实施方案的第二变型的穿过支气管镜的器械索的远侧部分的示意横截面；

图15是作为图11中所示的实施方案的第三变型的穿过支气管镜的器械索的远侧部分的示意横截面；

图16是作为图11中所示的实施方案的第四变型的穿过支气管镜的器械索的远侧部分的示意横截面；

图17是作为图11中所示的实施方案的第五变型的穿过支气管镜的器械索的远侧部分的示意横截面；

图18是穿过可与图11中所示的实施方案一起使用的远侧辐射器的示意横截面；

图19是用于可与图18的远侧辐射器一起使用的仪表放大器的示意电路图；以及

图20是可与图18的远侧辐射器一起使用的低通滤波器的示意图。

具体实施方式；进一步的选项和偏好

图1是完整电外科系统100的示意图，所述电外科系统能够向侵入式电外科器械的远端提供微波能量和流体，例如冷却流体。系统100包括用于可控地供应微波能量的发生器102。用于此目的的合适的发生器在通过引用并入本文中的wo2012/076844中描述。发生器可被布置为监测从器械反向接收的反射信号以便确定用于递送的适当功率电平。例如，发生器可被布置为计算在器械的远端处形成的阻抗以便确定最佳递送功率电平。发生器可被布置为以被调制为匹配患者的呼吸循环的一系列脉冲来递送功率。这将允许在肺部泄气时发生功率递送。

发生器102通过接口电缆104连接到接口连接部106。接口连接部106还被连接以从诸如注射器等流体递送设备108接收流体供应107。如果需要，接口连接部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来操作以例如控制一根或多根控制线或推杆(未示出)的纵向(前后)移动。如果有多根控制线，则接口连接部上可能会有多个滑动触发器来提供完全控制。接口连接部106的功能是将来自发生器102、流体递送设备108以及器械控制机构的输入组合成单个柔性轴112，其从接口连接部106的远端延伸。

柔性轴112可插入支气管镜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中未按比例绘制)，其被成形为穿过支气管镜114的器械通道并且在支气管镜管的远端处突出(例如，在患者体内突出)。远端组件包括用于将微波能量递送到生物组织中的工作尖端。下面将更详细地讨论尖端配置。

下面讨论的远侧组件118的结构可特别被设计为与常规的可转向柔性支气管镜一起使用，由此远侧组件118的最大外径等于或小于2.5mm，并且优选地小于1.9mm(并且更优选地小于1.5mm)，并且柔性轴的长度可等于或大于1.2m。

上述装置是引入器械的一种方式。其他技术是可能的。例如，器械也可使用导管插入。

本发明试图提供一种可将微波能量递送到组织、特别是肺部的器械。为了减少副作用并且使器械的效率最大化，发射天线应尽可能定位为靠近靶组织。理论上，器械的辐射部分在治疗期间位于肿瘤内部(例如，在肿瘤的中心)。为了到达肺部内的靶部位，需要通过气道并绕过诸如声带等障碍物来引导器械。这意味着所述器械理想地应是柔性的，并且具有小的横截面。具体地，所述器械在天线附近应非常具有柔性，在此它需要沿着狭窄的和缠绕的细支气管进行转向。器械的天线部分的尺寸也应尽可能减小，以允许天线在小的位置正常工作，并且当天线的部件为刚性时增加器械的柔性。如下面所讨论的，所述器械可包括串联布置的两条同轴传输线，近侧同轴传输线的外径大于远侧同轴传输线。近侧同轴传输线的外径可等于或大于2mm，并且远侧同轴传输线的外径可等于或小于1.5mm，例如1.2mm。近侧同轴传输线可沿着大部分柔性轴延伸。例如，近侧同轴传输线可具有1m的长度并且远侧同轴传输线可具有等于或小于0.3m的长度。此布置可确保更多的微波功率递送到组织中，且近侧同轴传输线不会变得太热。

避免电缆非期望发热的另一种方式是以脉动方式递送微波能量。在一个实施例中，微波能量可以按9％的占空比(例如，由10ms开启部分和100ms关闭部分组成的110ms周期)递送。占空比可小于9％，例如，5％。

电缆变热也可通过提供冷却液来缓解。

用于将微波辐射递送到靶部位的电缆应具有低损耗，具有小的横截面并且是柔性的。电缆应具有低损耗以避免在治疗期间发热，并且使得在远端有足够的功率来从天线产生期望的辐射。

如果在使用时通过使用密封的支气管镜、导管或其他保护套无法将电缆与主体分离，则电缆应由生物惰性材料制成以避免与主体产生非期望的相互作用。

优选的电缆类型是同轴电缆，其由被电介质护套轴向包围的内部导体构成，所述电介质护套进而被外部导体轴向包围。由这种电缆制成的天线中的辐射部分可由从同轴电缆的外部导体的端部突出的内部导体和电介质护套的一部分构成。

本发明还试图提供具有明确限定的辐射图案的天线。期望从业者能够选择用于治疗组织的特定区域的器械，使得靶组织的辐射最大化并且健康组织的辐射最小化。例如，在一些情况下，可能期望产生具有基本上均匀功率吸收分布的大体球形对称的辐射图案，使得从业者可更容易控制由组织区域接收的辐射量。然而，在其他情况下，也可期望将辐射限制在器械的一侧，以避免健康组织在器械另一侧上受到不必要的辐射。例如，当靶组织仅位于气道的一侧时，可使用这样的配置，在所述气道中放置有器械以便于治疗。

还优选的是，器械可在其他器械旁边操作以使得从业者能够从靶部位接收信息。例如，支气管镜可辅助器械在诸如声带等障碍物周围转向。其他器械可包括温度计或相机。

在下面的描述中，除非另有说明，否则部件的长度是指其在平行于同轴电缆纵轴线的方向上的尺寸。

图2是沿着形成组织消融天线10的同轴电缆的轴线截取的纵向横截面。组织消融天线包括辐射部分12。内部导体14被电介质护套16径向包围，所述电介质护套进而被外部导体18径向包围。内部导体14和绝缘护套16延伸超出外部导体18的远端19，并且内部导体和绝缘护套的突出部分形成辐射部分12。在此实施例中，内部导体14比绝缘护套16短，使得绝缘护套16的端部在内部导体14上方形成盖。

图5a和5b分别示出了图2中所示的天线10的辐射图案模拟的纵向和轴向横截面。可见，所述图案覆盖了靠近外部导体18的端部的细长区域。它是轴对称的并且通常在外部导体18的远端19处最强。

图3是作为本发明的实施方案的电外科器械200的远端的横截面视图。电外科器械200包括同轴电缆202，所述同轴电缆在其近端处连接到电外科发生器(未示出)以便传送微波能量。同轴电缆202包括内部导体206，其通过第一电介质材料210与外部导体208分开。同轴电缆202对于微波能量优选地是低损耗的。扼流圈(未示出)可设在同轴电缆上，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设备向后加热。

所述设备在远端处可包括温度传感器。例如，在图3中，热电偶230安装在外部导体上以将信号反向传输到近端，所述信号指示所述器械的远端处的温度。下面参考图18到20更详细地讨论此类型的温度传感器。

可使用其他温度监测技术。例如，物理配置对温度敏感的一个或多个微机械结构可安装在设备的远端部分中，例如，安装在下面讨论的外护套中或外护套上。这些结构可与光纤接合，由此由结构的移动引起的反射信号的变化可指示温度变化。

同轴电缆202在其远端处终止于辐射尖端部分204。在此实施方案中，辐射尖端部分204包括内部导体206的远侧导电部分212，所述远侧导电部分在外部导体208的远端209前面延伸。远侧导电部分212在其远端处被由与第一电介质材料210不同的第二电介质材料形成的电介质尖端214包围。电介质尖端214的长度比远侧导电部分212的长度短。中间电介质套管216包围同轴电缆202的远端与电介质尖端214的近端之间的远侧导电部分212。中间电介质套管216由第三电介质材料形成，所述第三电介质材料与第二电介质材料不同，但是可与第一电介质材料210相同。

在此实施方案中，同轴电缆202和辐射尖端部分204具有形成在它们的最外表面上方的外护套218。外护套218可由生物相容性材料形成。外护套218具有足够小的厚度以确保其不会显著干扰由辐射尖端部分204辐射的微波能量(即，辐射图案和回波损耗)。在实施方案中，护套由ptfe制成，但是其他材料也是合适的。护套的壁的厚度被选择为承受等于或大于500v(峰值)的击穿电压。

电介质尖端214的目的是改变辐射能量的形状。第二电介质材料被选择为减小微波能量的波长，这导致辐射能量展现出更呈球形的辐射图案。为此，第二电介质材料优选具有大的介电常数(相对介电常数εr)。第二电介质材料的介电常数优选地被选择为使得电介质尖端214的长度最小化，同时当微波能量传播通过第二电介质材料时仍构成微波能量的波长的不可忽略部分。尤其如果第二电介质材料为刚性，则期望电介质尖端尽可能短以便保持设备中的柔性。在实施方案中，电介质尖端可具有等于或小于2mm的长度。第二电介质材料的介电常数可大于80，并且在微波能量的频率下优选地为100或更大。第二电介质材料可为tio2(二氧化钛)。

随着材料的介电常数的增加，材料中的辐射波长变短。因此具有较大介电常数的电介质尖端214将对辐射图案具有更大的影响。介电常数越大，电介质尖端214就可越小，同时仍然对辐射图案的形状具有显著影响。使用具有大介电常数的电介质尖端214表示天线可做得很小，并且因此器械可保持柔性。例如，tio2中的介电常数约为100。频率为5.8ghz的微波辐射的波长在tio2中约为6mm，而在ptfe(其可为用于第一和/或第三电介质材料的材料)中约为36mm。在具有大约1mm的电介质尖端214的此布置中可产生对辐射图案的形状的显著影响。由于电介质尖端214较短，所以它可由刚性材料制成，同时仍然在整体上保持天线的柔性。

电介质尖端214可具有任何合适的远端形状。在图3中它具有圆顶形状，但是这不一定是必需的。例如，它可为圆柱形、圆锥形等。然而，光滑的圆顶形状可为优选的，因为天线在通过小通道操纵时增加了天线的移动性。电介质尖端214可涂覆有不粘材料(诸如聚对二甲苯c或聚对二甲苯d或pfte)以防止组织粘附到器械。整个器械都可用此方法涂覆。

(例如，通过模拟等)优选地选择中间电介质套管216的性质，使得辐射尖端部分204形成四分之一波长阻抗变换器，以用于将发生器的输入阻抗匹配到与辐射尖端部分204接触的生物组织负载。

图6中示出了具有图3中所示的配置的天线的吸收图案的模拟的纵向横截面。所产生的图案比图5a和5b中所示的图案更均匀和更呈球形。图6中的图案是轴对称的，并且更多的辐射集中在辐射部分周围，而不是像图5a和5b中发生的那样顺着电缆散布。这表示在使用时可更均匀地辐射组织区域，这表示对健康组织造成损伤的可能性更小。辐射也较少散开，允许从业者更准确地辐射靶组织并且减少对健康组织的辐射或对健康组织的损伤。图6中示出的辐射图案的梨滴形状对于治疗纤维瘤也可能特别有用。

在治疗期间，周围组织吸收辐射能量。要进行能量递送的组织的体积取决于微波能量的频率。

图4是作为本发明的另一个实施方案的电外科器械220的远端的横截面视图。与图3中所示的电外科器械200相同的部件被赋予相同的附图标记，并且不再描述。

在此实施方案中，辐射尖端部分204的配置不同。中间电介质套管216是短套环，其长度比电介质尖端214的长度小得多。然而，电介质尖端214以与上面关于图3所述相同的方式起作用，因为它缩短了微波能量的波长以提供更加集中的场。

在电介质尖端214的远端处形成由第四电介质材料形成的电介质盖222，所述第四电介质材料与第二电介质材料不同但是可与第一或第三电介质材料210相同。类似于图3，第二电介质材料可为tio2并且第三电介质材料可为pfte。第四电介质材料也可为ptfe。

图4未按比例绘制。电介质尖端214的长度可与上面讨论的类似，例如，小于3mm，优选地小于2mm。电介质盖222的长度可比电介质尖端214的长度短。例如，它可等于或小于1mm。在图3和图4中，期望所述器械的最大外径等于或小于3mm，优选地等于或小于1.9mm，但是本发明不需要限于这些尺寸。

在此实施方案中，外部导体208的一部分(例如，窄带或导电指状物224)延伸超出同轴电缆202。导电指状物224充当场反射器，以使辐射场从辐射尖端的与导电指状物224相对的一侧引导出。

电介质盖222被设置为使得导电指状物能够延伸超出由内部导体206形成的远侧导电部分212的远端。已经发现此配置改进了辐射尖端部分204的阻抗匹配功能。

在图4中所示的结构的特定实施例中，导电指状物224可延伸超出同轴电缆的远端达3.6mm的长度。电介质尖端214可具有2.5mm的长度并且可由tio2制成。内部导体206的远侧导电部分212可从同轴电缆202的端部突出2.6mm，因此中间电介质套管216可具有0.1mm的长度。利用此配置，导电指状物224延伸超过远侧导电部分212的远端达1mm，这改进了其反射功能的有效性。电介质盖222具有1mm的长度。此处给出的尺寸涉及基于某个介电常数值的特定实施例。对于其他电介质材料，尺寸可能会相应改变。

由于此天线非常短，因此它更容易引入到紧密弯曲的管中，并且可被引导通过小的肺部气道以接近靶部位。

图7a、7b以及7c示出了由图4中所示的天线结构辐射的微波能量的模拟吸收的各种视图。

图7a示出了模拟吸收的纵向横截面。从天线的与导电指状物224相对的一侧发射更多的辐射。图7b示出了示出类似效果的模拟吸收的轴向视图。

图7c示出当直接观察与导电指状物相对的一侧时的模拟吸收的纵向横截面，其示出了如何通过选择用于电介质尖端214的材料来改变场的形状。

图8a是作为本发明的另一个实施方案的电外科器械240的远端的横截面视图。与图4中所示的电外科器械220相同的部件被赋予相同的附图标记，并且不再描述。

在此实施方案中，导电指状物224并非作为外部导体208的延伸部而提供。相反，所述导电指状物形成为安装在同轴电缆202的至少远端部分上方的导电套管242的一部分。导电套管242例如通过干涉配合电连接到外部导体208。在此实施方案中，导电套管242相对于同轴电缆202和辐射尖端部分204可旋转。这允许导电指状物224的位置围绕辐射尖端部分的圆周变化，而不必扭转整个器械。

导电指状物224可按各种方式来配置。图8b示出第一变型，其中导电指状物224包围辐射尖端部分204的大部分圆周，由此限定纵向缝隙244，电介质尖端214通过所述纵向缝隙暴露以使得能够辐射微波能量。

图8c示出了第二变型，其中导电指状物224是从导电套管242的其余部分延伸的窄细长带。

图9a是作为本发明的另一个实施方案的电外科器械250的远端的横截面视图。与图8a中所示的电外科器械240相同的部件被赋予相同的附图标记，并且不再描述。

在此实施方案中，代替限定导电指状物224的是，可旋转导电套管242延伸到辐射尖端部分204的远端，但是其中形成了一个或多个缝隙246(在此实施例中为两个)以暴露电介质尖端214以使得能够辐射微波能量。图9b展示了此布置的外观。

如果器械的远端被布置为开路，则缝隙可位于来自远端的微波能量的一半波长的倍数处。如果远端被布置为短路，则最远侧的缝隙将位于来自远端的微波能量的四分之一波长处，随后的缝隙与第一缝隙以微波能量的一半波长的倍数分开。在缝隙位于第二电介质材料上方的情况下，在所述电介质材料中微波能量的减小的波长用于计算缝隙位置。

在此实施方案的另一个变型中，省略了可旋转导电套管，并且相反地，外部导体延伸以覆盖辐射尖端部分214并且在外部导体中形成一个或多个缝隙。

在其他未展示的实施方案中，可在辐射尖端部分204处提供不同类型的辐射结构以使得微波能量能够被发射到组织中。例如，贴片天线可通过在电介质尖端214的外表面上制造导电结构(例如，部分金属化)来提供。可替代地，电介质尖端214可被配置为包括被连接以从同轴电缆102接收功率的微带线或共平面天线结构。

图10a是作为本发明的另一个实施方案的电外科器械260的远端的横截面视图。与图8a中所示的电外科器械240相同的部件被赋予相同的附图标记，并且不再描述。

在此实施方案中，外部导体208延伸到辐射尖端部分204的远端，并且其中形成了一对径向相对的缝隙256a、256b以便暴露电介质尖端214。可轴向滑动导电套管252安装在同轴电缆202和辐射尖端部分204的至少远侧部分上方。导电套管252导电地连接到外部导体208，使得它们实际上是相同的导电体。导电套管252的相对侧上形成了一对缝隙254a、254b。然而，不同于外部导体208上的缝隙256a、256b，缝隙254a、254b彼此轴向偏离。缝隙254a、254b中的每一个与缝隙256a、256b中的相应缝隙周向对齐，使得当每个缝隙254a、254b与其相应的缝隙轴向对齐时可暴露电介质尖端。因此，在使用中，可选择导电套管252的轴向位置，使得缝隙256a、256b中仅有一个与其相应的缝隙254a、254b对齐，由此可使用纯轴向(纵向)致动运动来选择微波能量从电介质尖端辐射的横向方向。

图10b示出了处于前向位置的可轴向滑动导电套管252，在所述前向位置中，所述导电套管的后向缝隙256b与外部导体208上的第一缝隙254b对齐。图10c示出了处于缩回位置的可轴向滑动导电套管252，在所述缩回位置中，所述导电套管的前向缝隙256a与外部导体208上的第二缝隙254a对齐。

可轴向滑动导电套管252可通过控制线或推杆(未示出)在前向位置与缩回位置之间移动，所述控制线或推杆沿着支气管镜的器械通道行进到器械通道的近端处的致动器(未示出)。

在以上讨论的任何实施方案中，可能期望包括视觉系统。例如，可结合一个或多个成像部件以使得远端的图像能够被传输以便显示给操作者。图像部件可包括成像光纤和光束光纤，其执行光纤镜的功能，即，允许将可视图像从设备的远端耦合到近端以经由通信电缆连接到处理单元。

在实施方案中，可通过沿着器械的长度形成光学光纤束和图像光纤束来实现基于光纤镜的视觉系统。可在光维束的远端处提供透镜以适当地聚焦光和图像。光纤束可在其外径上被金属化，由此它也可提供基于同轴的结构的内部导体的功能。可替代地，光纤束可放置在保护性外护套内的同轴电缆旁边。第三种构建方法可以是将光纤束结合到外护套的壁厚中。

在另一个实施方案中，视觉系统可使用安装在所述设备的远端处的图像传感器(例如，合适的ccd/cmos设备)来实现，其中通信电缆沿着所述设备的长度延伸。所述设备的远端中的单独照明光纤束或多个光源(例如，led)可照明目标以便图像传感器捕获图像。在此实施方案中，通信电缆可在同轴电缆的内部导体内延伸或者与所述内部导体形成为一体。可替代地，所述通信电缆可在外部邻近于同轴电缆延伸或者在外护套的壁厚内延伸。

可替代地或另外，成像部件可包括用于超声成像的超声换能器，和/或用于光谱学成像的激光器光输入。

如上所讨论的，期望所述器械是柔性的以便在治疗期间促进远端处的移动或旋转。移动或旋转可以任何合适的方式来实现。例如，可提供一根或多根导丝。每根导丝都可沿着器械纵向地延伸并且可在近端处拉动以便使远端移动到一侧。在可替代的实施方案中，所述器械的外护套可提供引导功能。例如，一根或多根导丝可被挤压到外护套的壁中以允许控制所述设备的远端的位置。

外护套可具有多层或多部件构造。如上文所解释，所述外护套可承载同轴电缆、单独的一根或多根控制线、光纤束(如果单独提供，则承载用于图像传感器(如果提供的话)的通信电缆)、用于温度传感器(如果提供的话)的导线等。外护套可包括多腔导管，所述多腔导管具有用于独立传送这些部件的多个管腔。外护套可被布置为传送流体，以例如冷却同轴电缆和辐射尖端。可能有流入管腔和流出管腔以允许冷却液循环。

图11是作为本发明的另一个实施方案的支气管镜300的示意图。在此实施方案中，上面讨论的同轴电缆不穿过观测设备的器械通道。相反，如下面更详细讨论的，同轴传输线结构一体地形成在支气管镜的器械索中，例如，器械通道管腔周围。

图11中所展示的支气管镜300包括主体302，所述主体具有多个输入端口和输出端口，器械索304从所述输出端口延伸。器械索304包括包围多个管腔的外护套。多个管腔将各种事物从主体302传送到器械索304的远端。所述多个管腔中的一个是上面讨论的器械通道。其他管腔可包括用于传送光辐射的通道，例如，以在远端提供照明或从远端收集图像。主体302可包括用于观察远端的目镜308。为了在远端提供照明，光源310(例如，led等)可通过照明输入端口311连接到主体302。

在器械索304的远端处安装了辐射器306。辐射器306被布置为从形成在器械索304内的同轴传输线结构接收微波能量，并且发射微波场以消融存在于远端处的组织。辐射器306可具有对应于上面参考图2、3、4、8a-8c、9a-9b以及10a-10c讨论的任何器械的结构。

主体302包括用于连接到同轴电缆(例如，常规同轴电缆)的功率输入端口305，以将微波能量从合适的微波发生器(未示出)传递到器械索304中的同轴传输线结构。

如上面所讨论的，期望能够控制器械索304的至少远端的位置。主体302可包括控制致动器312，所述控制致动器通过延伸穿过器械索304的一根或多根控制线(未示出)机械地耦合到器械索304的远端。控制线可在器械通道内或者在它们自己的专用通道内行进。控制致动器312可为杠杆或可旋转旋钮。

图12是顺着器械索304的轴线的视图以示出如何一体地形成同轴传输线结构。

在此实施方案中，器械索304内有四个管腔。最大的管腔是器械通道314。在此实施方案中，同轴传输线结构316形成在器械通道314的壁中。同轴传输线结构316包括内部导电层318，所述内部导电层通过一层电介质材料322与外部导电层320分开。如本领域中已知一样选择这些层的厚度和材料以确保同轴传输线结构316可以按相对较低的损耗传输微波能量。在内部导电层318的内表面上可形成保护层。

其他管腔包括相机通道324和一对照明通道326，但是本发明不限于此配置。例如，可能有其他管腔，例如，用于控制线或流体递送或抽吸。

将用于微波功率递送的器件集成到所述机械索中可提供许多优点。首先，它可使得较大直径的同轴传输线结构能够在给出的器械索直径内使用。这可使得同轴传输线结构的损耗减少，这进而可使得在治疗期间在远端处可获得更高的功率水平和/或器械索的发热更少。其次，它可释放器械通道用于其他用途。这可意味着可减少管腔的数量并且因此可以减小器械索的整体直径。例如，器械通道可被布置为传送流体，例如以用于递送到远端处的组织或者用于在治疗期间冷却所述器械索。

图13是如上所述的器械索304的远端的示意横截面视图，其示出了与辐射器的连接的一个实施例。在此实施例中，辐射器包括如上面所讨论的同轴电缆202。相同的附图标记用于对应的特征，因此不再描述。在图13中仅示出了同轴电缆202的近端。远端(未示出)可包括具有与上面讨论的相同形式的辐射尖端204。

如图13中所示，同轴传输线结构316的外部导体322通过第一径向导电元件328电连接到同轴电缆202的外部导体208，并且同轴传输线结构316的内部导体318通过第二径向导电元件330电连接到同轴电缆202的内部导体206。

一对控制线332从主体上的控制致动器延伸穿过器械通道314，并且安装在同轴电缆202的外护套218内。当同轴电缆被固定到器械索304的远端时，控制线332在器械通道314内的相对纵向移动可导致同轴电缆202的远端从一侧移动到另一侧。

图13中所示的实施方案示出了用于辐射器的控制机构(即，转向机构)可如何与一体形成的功率递送配置组合。另外，此实施方案是其中功率递送结构由串联连接的一对同轴传输线形成的实施例，其中远侧同轴传输线的外径小于近侧同轴传输线的外径。这种结构可在功率损耗问题与希望使物理上小型的器械操纵支气管树之间提供有利的平衡。较大直径的近侧同轴传输线的损耗可能比较小直径的远侧同轴传输线更小，因此与对器械索的整个长度使用相同尺寸的同轴电缆的情况相比，使用此结构可使得功率更高效地递送到小型器械。

在图13中所示的实施例中，器械通道314可用于使流体循环，例如，以用于在治疗期间冷却同轴传输线316的目的。

远侧同轴电缆202可从器械索304上拆卸下来。因此图12中所示的结构可用于各种远端器械配置。以下参考图14到18描述一些实施例。与图13中相同的特征被赋予相同的附图标记，并且不再描述。

图14示出了其中可膨胀气囊334安装在器械通道的远端处的实施例。气囊334可凭借通过器械通道314施加合适的流体而膨胀，或者可使用控制杆336手动操作，所述控制杆可通过多个连接绞合线338连接到气囊334的内表面。在一个实施例中，气囊334可使用流体膨胀并且可通过拉回控制杆336而缩回。

气囊334可由可充当用于一个或多个辐射元件(未示出)的基板的柔性电介质材料制成。气囊可能类似于主动脉内气囊。辐射元件可为贴片天线等，其与同轴传输线结构316电连通。

图15示出了其中可径向膨胀辐射结构340安装在器械通道314的远端处的实施例。辐射结构340可为管状的，且在其外表面中具有一系列纵向狭缝。辐射结构340的可移动远端343朝向固定的近端345时，狭缝之间的结构的部分径向地展开。一个或多个辐射元件346(例如，贴片天线等)可安装在展开的部分上。辐射元件与同轴传输线结构电连通。

可移动远端343可例如经由一对连接器绞合线344连接到安装在器械通道中的控制杆342。

图16示出了其中钳子结构350附接在器械通道314的远端处的实施例。钳子结构350包括连接在枢轴点353处的一对钳口351。所述钳口对351能够在控制杆352的操作下打开和关闭，所述控制杆可安装在延伸穿过器械通道314的固定套管354中。

所述钳口对351中的一个或两个的上面(例如，在它的内表面处)形成有辐射元件356(例如，贴片天线等)。辐射元件356与同轴传输线结构316电连通。在此实施例中，钳子结构350可通过远端盖362固定在器械通道314中。远端盖362可包括一对径向导电元件358、360，用于分别提供辐射元件351与同轴传输线结构316的内部导体318和外部导体322之间的电连接。

钳子结构350可用于抓住支气管树中的组织。

图17示出了其中桨叶结构364附接在器械通道的远端处的实施例。与图16中相同的特征被赋予相同的附图标记，并且不再描述。桨叶结构364包括电介质主体366，其上制造有一个或多个辐射元件368(例如，贴片天线等)。辐射元件例如经由径向导电元件358、360电连接到同轴传输线结构。桨叶的位置可使用控制杆370来控制。

图18示出了结合有温度传感器374(例如，热电偶)的示意远侧尖端部分372。如上面所讨论，远侧尖端部分包括同轴电缆，其可延伸穿过支气管镜的器械通道或者可连接在集成于器械索内的中空同轴传输线结构的远端处。

详细地说，顶部372包括同轴电缆376，其包括通过第一电介质材料382与外部导体380分开的内部导体378。同轴电缆可与上面讨论的同轴电缆202相同。同轴电缆376被包在外罩384中，所述外罩中安装有多个温度传感器374。用于温度传感器的信号线386也承载在外罩384中。信号线386在近侧从器械中伸出，以将来自温度传感器的信息提供给外部监测设备(未示出)。

在同轴电缆376的远端处，存在辐射尖端部分388，其包括内部导体378的远侧导电部分390，所述远侧导电部分延伸超出外部导体380的远端392。远侧导电部分390在其远端处被由与第一电介质材料382不同的第二电介质材料形成的电介质尖端394包围。电介质尖端394的长度比远侧导电部分390的长度短。中间电介质套管396包围同轴电缆376的远端与电介质尖端394的近端之间的远侧导电部分390。中间电介质套管396由第三电介质材料形成，所述第三电介质材料与第二电介质材料不同，但是可与第一电介质材料382相同。

辐射尖端部分388以与上面关于图3所述相同的方式起作用，因为它减小了微波能量的波长以提供更加集中的场。实际上，辐射尖端部分可以与图2、3、4、8a-8c、9a-9b以及10a-10c中任何一个图中所示相同的方式配置。

在电介质尖端394的远端处形成由第四电介质材料形成的电介质盖398，所述第四电介质材料与第二电介质材料不同但是可与第一电介质材料382或第三电介质材料396相同。类似于图3，第二电介质材料可为tio2并且第三电介质材料可为pfte。第四电介质材料也可为ptfe。温度传感器375可安装在电介质盖398中。来自电介质盖398中的温度传感器375的信号线可穿过电介质尖端394。

由于温度传感器的信号线与携带微波能量的传输线非常接近，因此可能需要采取措施来避免微波能量淹没来自温度传感器的响应信号。在一个实施例中，这可通过以一系列脉冲递送微波能量并且从脉冲之间的间隙中的温度传感器取得读数来完成。

在另一个实施例中，来自温度传感器的响应信号可通过滤除由微波能量引起的任何噪声来提取。图19示出了用于热电偶401的合适的滤波布置400的实施例。滤波器布置400包括一对低通滤波器402和仪表放大器404，其被布置为消除热电偶401的导线支路404、406上的信号vsig1、vsig2中的任何常见噪声。

在图19中所示的装置中，输出信号vout可表达为

图20示出了用于滤波布置400的合适的低通滤波器402的实施例。低通滤波器402包括形成在热电偶的每个导线支路404、406上的多个(优选地三个)短截线410。短截线410以微波能量的一半波长的倍数分开，并且具有等于微波能量的四分之一波长的奇数倍的高度。