ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИЙ ИНСТРУМЕНТ
ELECTROSURGICAL INSTRUMENT

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Изобретение относится к электрохирургическому инструменту для доставки микроволновой энергии и/или радиочастотной энергии к биологическим тканям с целью абляции целевых тканей. Зонд может быть введен через канал эндоскопа или катетера, или может быть использован в лапароскопической хирургии, или же в открытом хирургическом вмешательстве. Инструмент может быть использован в легочных или желудочно-кишечных направлениях практического применения, но не ограничивается этим.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Обнаружено, что электромагнитная (ЭM) энергия, и в частности микроволновая и радиочастотная (РЧ) энергия имеет лечебную эффективность в электрохирургических операциях вследствие ее способности разрезать, коагулировать и подвергать абляции ткани организма. Как правило, устройство для доставки ЭМ энергии к тканям организма содержит генератор, содержащий источник ЭM энергии, и электрохирургический инструмент, подключенный к генератору, для доставки энергии к тканям. Стандартные электрохирургические инструменты в большинстве случаев предназначены для чрескожного введения внутрь организма пациента. Тем не менее, может быть сложным чрескожно расположить в определенном месте инструмент в организме, например, если целевая область находится в движущемся легком или в тонкостенном участке желудочно-кишечного тракта (ЖКТ). Другие электрохирургические инструменты могут быть доставлены к целевой области с помощью хирургического смотрового устройства (например, эндоскопа), которое может быть проведено через каналы в организме, такие как дыхательные пути или просвет пищевода, или толстой кишки. Это обеспечивает возможность применения минимально инвазивных способов лечения, которые могут снизить уровень смертности пациентов и снизить частоту интраоперационных, а также и послеоперационных осложнений.
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.
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.
Радиочастотная электромагнитная энергия (РЧ ЭМ) может быть использована для разрезания и/или коагуляции биологических тканей. Способ разрезания с использованием РЧ энергии функционирует с использованием того принципа, что электрический ток проходит через межклеточное вещество тканей (благодаря ионному содержимому клеток, то есть натрию и калию), при этом сопротивление потоку электронов через ткани генерирует тепло. В тех случаях, когда немодулированный синусоидальный сигнал прилагается к межклеточному веществу тканей, внутри клеток генерируется достаточное количество тепла для испарения воды, содержащейся в тканях. Таким образом, происходит большой рост внутреннего давления клетки, которое не может регулироваться клеточной мембраной, что приводит к разрыву клетки. Когда это происходит на большой площади, можно увидеть, что ткани были рассечены.
РЧ коагуляция осуществляется за счет приложения к тканям менее эффективной формы волны, в результате чего содержимое клетки не испаряется, а нагревается до около 65 °C. Это высушивает ткани путем обезвоживания, а также денатурирует белки в стенках сосудов и коллаген, составляющий клеточную стенку. Денатурация белков действует как стимул для системы свертывания крови, поэтому свертываемость улучшается. В то же время коллаген в клеточной стенке денатурируется из стержневидной молекулы в спираль, что приводит к сжатию сосуда и уменьшению его в размере, давая сгустку крови опорную точку и меньшую площадь для закупорки. Известные системы для разрезания или коагуляции ткани с использованием РЧ энергии часто включают введение игольчатого электрода в целевые ткани пациента и размещение обратного электрода на поверхности кожи пациента. Как первый электрод, так и обратный электрод соединены с генератором РЧ сигналов. Затем к первому электроду может быть приложена РЧ энергия, что может вызвать нагревание и абляцию/коагуляцию целевых тканей. Обратный электрод обеспечивает обратный путь для РЧ энергии для удаления блуждающей РЧ энергии из организма пациента.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В самых общих чертах, в изобретении предлагается электрохирургический инструмент для доставки как микроволновой, так и радиочастотной (РЧ) энергии, в котором пара продольно разнесенных электродов объединена с промежуточным настроечным элементом для обеспечения как эффективной биполярной РЧ абляции и/или коагуляции, так и микроволновой абляции, с формой поля, ограниченной вокруг наконечника инструмента.
Электрохирургический инструмент может быть использован для разрезания и/или абляции биологических тканей с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии. Радиочастотная энергия и микроволновая энергия могут применяться отдельно (например, последовательно) или в комбинации. Преимущество электрохирургического инструмента согласно данному изобретению состоит в том, что на замену инструментов во время хирургической процедуры может быть затрачено меньше времени, поскольку РЧ и микроволновая энергия могут применяться с использованием одного и того же инструмента, по отдельности или одновременно. В частности, настоящее изобретение позволяет быстро изменять функциональность или эффективный объем обработки инструмента за счет переключения между РЧ и микроволновой энергиями, или путем изменения прикладываемой энергии.
В соответствии с первым аспектом предлагается электрохирургический инструмент, содержащий: коаксиальный питающий кабель для передачи микроволновой энергии и радиочастотной энергии, при этом коаксиальный питающий кабель имеет внутренний проводник, наружный проводник и диэлектрический материал, разделяющий внутренний проводник и наружный проводник; и излучающий наконечник, расположенный на дистальном конце коаксиального кабеля для приема микроволновой энергии и радиочастотной энергии, причем излучающий наконечник содержит: проходящую в продольном направлении диэлектрическую основную часть; дистальный электрод и проксимальный электрод, расположенные на поверхности диэлектрической основной части, при этом дистальный электрод и проксимальный электрод физически отделены друг от друга промежуточной частью проходящей в продольном направлении диэлектрической основной части; и настроечный элемент, установленный в промежуточной части проходящей в продольном направлении диэлектрической основной части, при этом дистальный электрод электрически соединен с внутренним проводником, причем проксимальный электрод электрически соединен с наружным проводником, при этом дистальный электрод и проксимальный электрод имеют конфигурацию активный электрод и обратный электрод для доставки радиочастотной энергии, и при всем этом излучающий наконечник работает как антенна (например, дипольная антенна) для излучения микроволновой энергии.
Инструмент может быть использован для абляции целевых тканей в организме. Устройство является особенно подходящим для абляции тканей легких или матки, однако его можно использовать также для абляции тканей и в других органах. Чтобы эффективно подвергнуть абляции целевые ткани, излучающий наконечник должен располагаться как можно ближе (а во многих случаях внутри) целевых тканей. Для достижения целевых тканей (например, в легких), может потребоваться введение устройства через каналы (например, дыхательные пути) и в обход препятствий. Это означает, что инструмент в идеале будет как максимально гибким, так и иметь малое поперечное сечение. В частности, устройство должно быть очень гибким возле его наконечника, где его, возможно, придется направлять вдоль узких каналов, таких как бронхиолы, которые могут быть узкими и извилистыми.
Поскольку проксимальный и дистальный электроды электрически соединены с наружным и внутренним проводниками, соответственно, проксимальный и дистальный электроды могут принимать РЧ энергию, передаваемую по коаксиальному питающему кабелю, чтобы служить в качестве биполярных РЧ электродов. Таким образом, путем передачи радиочастотной энергии к проксимальному и дистальному электродам могут быть подвержены абляции и/или коагуляции биологические ткани, расположенные между электродами или вокруг них. Кроме того, когда микроволновая энергия передается по коаксиальному питающему кабелю, продольное расстояние между проксимальным и дистальным электродами позволяет проксимальному и дистальному электродам действовать в качестве полюсов дипольной антенны. Таким образом, излучающий наконечник может действовать как микроволновая дипольная антенна, когда микроволновая энергия передается по коаксиальному питающему кабелю. Расстояние между проксимальным и дистальным электродами может зависеть от используемой частоты микроволн и нагрузки, вызванной целевыми тканями.
Таким образом, такая конфигурация излучающего наконечника позволяет обрабатывать ткани с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии. В частности, электрохирургический инструмент согласно изобретению позволяет излучать микроволновую энергию из излучающего наконечника при сохранении электрического соединения со вторым электродом, чтобы обеспечить РЧ коагуляцию/абляцию между первым и вторым электродами. Некоторые преимущества связаны со способностью разрезать и подвергать абляции ткани с использованием как РЧ, так и микроволновой энергии. Во-первых, можно сэкономить время во время хирургических процедур, поскольку нет необходимости менять инструменты для абляции тканей с использованием РЧ или микроволновой энергии. Возможность переключения между РЧ и микроволновой абляцией также может обеспечить улучшенное управление тепловым режимом электрохирургического инструмента. Это связано с тем, что затухание ЭМ энергии на микроволновых частотах внутри коаксиального питающего кабеля может быть больше, чем на РЧ частотах. В результате этого переключение с микроволновой энергии на РЧ энергию может привести к тому, что в коаксиальном питающем кабеле будет рассеиваться меньше энергии, и снизится температура коаксиального питающего кабеля.
Во время РЧ абляции/коагуляции тканей между проксимальным и дистальным электродами может образоваться локальный путь тока (например, через целевые ткани). Это обеспечивает возможность избежания риска ожога кожи, который может возникнуть на обратном электроде в традиционных РЧ монополярных электрохирургических системах (например, из-за нагрева обратного электрода). Кроме того, создавая локальный путь тока (в отличие от использования удаленного обратного электрода), можно снизить риск травмы в связи с блуждающими токами в теле пациента. Биполярное РЧ конструктивное исполнение также снижает риск отсутствия или снижения энергии из-за плохого или высокого импеданса контакта с обратным электродом. Эффект, который может возникнуть во время РЧ абляции тканей, заключается в увеличении импеданса целевых тканей в связи с нагревом тканей. Это может снизить эффективность РЧ абляции с течением времени и является известным как эффект «спада». Таким образом, переключаясь с доставки РЧ энергии на доставку микроволновой энергии, можно избежать эффекта спада, поскольку микроволновая абляция может быть менее чувствительной к повышению температуры в целевых тканей. На эффективность РЧ абляции также может влиять поток крови или других жидкостей в целевых тканях (перфузия), что может противодействовать тепловому эффекту РЧ энергии. Микроволновая абляция может быть менее восприимчива к эффектам перфузии, в результате чего переключение с РЧ энергии на микроволновую энергию может повысить эффективность абляции, когда эффекты перфузии являются проблемой.
Более того, авторы настоящего изобретения обнаружили, что путем переключения между РЧ энергией и микроволновой энергией можно изменять профиль излучения (также называемый «профилем абляции») инструмента. Другими словами, размер и конфигурация объема тканей, подвергаемых абляции посредством электрохирургического инструмента, могут быть отрегулированы путем переключения между РЧ энергией и микроволновой энергией. Это может позволить изменить профиль абляции в месте проведения процедуры без необходимости менять инструменты во время хирургической процедуры. Это форма управления профилем подачи энергии. Кроме того, комбинация физического и электрического расположения проксимального электрода, настроечного элемента и дистального электрода может служить для улучшения формы профиля излучения микроволновой энергии по сравнению с электрохирургическим инструментом без проксимального и дистального электродов. В частности, проксимальный и дистальный электроды могут действовать для концентрирования излучаемой энергии вокруг излучающего наконечника и уменьшения хвоста излучения, который распространяется в обратном направлении вдоль коаксиального питающего кабеля.
Коаксиальный питающий кабель может представлять собой стандартный коаксиальный кабель с малыми потерями, который можно подсоединить на одном конце к электрохирургическому генератору. В частности, внутренний проводник может представлять собой удлиненный проводник, проходящий вдоль продольной оси коаксиального питающего кабеля. Диэлектрический материал может быть расположен вокруг внутреннего проводника, например, первый диэлектрический материал может иметь канал, через который проходит внутренний проводник. Наружный проводник может представлять собой рукав из проводящего материала, расположенный на поверхности диэлектрического материала. Коаксиальный питающий кабель может дополнительно содержать наружную защитную оболочку для изоляции и защиты кабеля. В некоторых примерах защитная оболочка может быть изготовлена из материала с низкой адгезией или покрыта им для предотвращения адгезии тканей к кабелю. Излучающий наконечник расположен на дистальном конце коаксиального питающего кабеля и служит для передачи ЭМ энергии, передаваемой по коаксиальному питающему кабелю, внутрь целевых тканей. Излучающий наконечник может быть постоянно прикреплен к коаксиальному питающему кабелю или может быть съемным образом прикреплен к коаксиальному питающему кабелю. Например, на дистальном конце коаксиального питающего кабеля может быть предусмотрен соединитель, который предназначен для приема излучающего наконечника и формирования необходимых электрических соединений.
Диэлектрическая основная часть может быть в целом цилиндрической. Дистальный электрод и проксимальный электрод могут быть расположены на кольцевой наружной поверхности основной части, то есть они являются открытыми на поверхности излучающего наконечника. Дистальный электрод может содержать площадку из проводящего материала, которая расположена на поверхности излучающего наконечника. Точно так же проксимальный электрод может содержать площадку из проводящего материала, которая расположена на поверхности излучающего наконечника. Проксимальный и дистальный электроды могут иметь любую подходящую форму, и их форма может быть выбрана для получения желаемого профиля излучения излучающего наконечника. Дистальный электрод может быть прямо или косвенно соединен с внутренним проводником. Например, дистальный электрод может быть соединен с внутренним проводником через промежуточный проводник, который проходит между внутренним проводником и дистальным электродом. Аналогичным образом, проксимальный электрод может быть прямо или косвенно соединен с наружным проводником. Наружный проводник может оканчиваться проксимальным электродом.
В некоторых вариантах осуществления изобретения излучающий наконечник может быть сформирован путем удаления части наружного проводника от дистального конца коаксиального питающего кабеля. Если проксимальный электрод содержит проводящее кольцо, то в таком случае проводящее кольцо может быть сформировано на дистальном конце наружного проводника. В некоторых примерах проводящее кольцо может быть образовано открытой частью наружного проводника на его дистальном конце.
В одном примере дистальный электрод может содержать первое проводящее кольцо на поверхности диэлектрической основной части. Первое проводящее кольцо может, например, представлять собой петлю из проводящего материала, расположенную вокруг поверхности излучающего наконечника. Первое проводящее кольцо может быть расположено так, чтобы оно было приблизительно отцентрировано на продольной оси электрохирургического инструмента. Это может улучшить симметрию профиля излучения излучающего наконечника относительно продольной оси инструмента. В некоторых примерах первое проводящее кольцо может иметь цилиндрическую форму, например, оно может быть образовано полым цилиндрическим проводником. Цилиндрическая форма дистального электрода может служить для создания профиля излучения, который является симметричным относительно продольной оси инструмента.
Аналогичным образом проксимальный электрод может содержать второе проводящее кольцо на поверхности диэлектрической основной части, и при этом внутренний проводник соединен с дистальным электродом через проводник, который проходит через второе проводящее кольцо. Второе проводящее кольцо может, например, представлять собой петлю из проводящего материала, расположенную вокруг поверхности излучающего наконечника. Второе проводящее кольцо может быть расположено так, чтобы оно было приблизительно отцентрировано на продольной оси электрохирургического инструмента. Это может улучшить симметрию профиля излучения излучающего наконечника относительно продольной оси инструмента. Второе проводящее кольцо может определять канал, через который проходит проводник для соединения внутреннего проводника с дистальным проводником.
Проксимальный электрод и дистальный электрод могут иметь одинаковые размеры. Использование проксимального и дистального электродов одинаковой длины может гарантировать, что два электрода остаются примерно при одинаковой температуре во время абляции с помощью РЧ энергии. Это также может служить для обеспечения того, чтобы абляция не происходила предпочтительно ближе к одному из электродов, в результате чего может быть получен более однородный профиль абляции.
Продольное разделение дистального электрода и проксимального электрода может содержать длину промежуточной части. Таким образом, дистальный электрод и проксимальный электрод могут быть электрически изолированы друг от друга по этой длине. Дистальный электрод может быть ближе к дистальному концу излучающей части (например, ближе к дистальному наконечнику инструмента), в то время как проксимальный электрод может быть ближе к проксимальному концу излучающего наконечника (например, ближе к дистальному концу коаксиального питающего кабеля).
Диэлектрическая основная часть может содержать выступающую часть диэлектрического материала коаксиального кабеля, которая выступает за дистальный конец наружного проводника. Это может упростить конструкцию излучающего наконечника и избежать отражений ЭМ энергии на границе между излучающим наконечником и коаксиальным питающим кабелем. В другом примере второй диэлектрический материал, отличный от диэлектрического материала коаксиального питающего кабеля, может быть использован для формирования диэлектрической основной части излучающего наконечника. Второй диэлектрический материал может быть выбран для улучшения согласования импеданса с целевой тканью, чтобы повысить эффективность доставки микроволновой энергии внутрь целевых тканей. В других примерах излучающий наконечник может содержать несколько различных кусков диэлектрического материала, которые выбираются и размещаются для формирования профиля излучения желаемым образом.
Внутренний проводник коаксиального кабеля может выходить за дистальный конец наружного проводника через диэлектрическую основную часть, чтобы обеспечить электрическое соединение для дистального электрода. Внутренний проводник может быть электрически соединен с дистальным электродом посредством проводящего соединительного элемента, который проходит радиально от внутреннего проводника. Проводящий соединительный элемент может представлять собой кусок проводящего материала, который соединен (например, приварен или припаян) между внутренним проводником и дистальным электродом. Проводящий соединительный элемент проходит в поперечном направлении от внутреннего проводника, что означает, что он проходит в направлении, которое находится под углом относительно продольного направления внутреннего проводника (что соответствует продольному направлению инструмента). Например, проводящий соединительный элемент может быть расположен под углом 90 ° относительно внутреннего проводника. Проводящий соединительный элемент может содержать несколько «ответвлений» (например, проводов), проходящих между внутренним проводником и дистальным электродом. Ответвления могут быть расположены симметрично относительно продольной оси инструмента для улучшения осевой симметрии инструмента. В некоторых примерах проводящий соединительный элемент может содержать кольцо, расположенное вокруг внутреннего проводника и присоединенное между внутренним проводником и дистальным электродом, для дальнейшего улучшения осевой симметрии соединения.
Настроечный элемент может содержать электропроводящую деталь, установленную внутри промежуточной части диэлектрической основной части, при этом электропроводящая деталь электрически соединена с внутренним проводником. Настроечный элемент может иметь размеры, выбранные, чтобы ввести емкость для повышения эффективности связи антенны. Когда внутренний проводник проходит в излучающий наконечник, проводящий настроечный элемент может быть расположен на той части внутреннего проводника, которая проходит в излучающий наконечник. Когда внутренний проводник соединен с дистальным электродом промежуточным проводником, проводящий настроечный элемент может быть расположен на промежуточном проводнике. Проводящий настроечный элемент может служить для повышения эффективности передачи электромагнитной энергии в целевые ткани за счет уменьшения количества энергии, отраженной от тканей. Электропроводящая деталь может представлять собой рукав, установленный вокруг части внутреннего проводника, которая проходит в диэлектрическую основную часть.
Настроечный элемент может иметь длину в продольном направлении меньше, чем расстояние между дистальным электродом и проксимальным электродом в продольном направлении. Настроечный элемент может быть установлен внутри выступающей части диэлектрического материала.
Промежуточная часть проходящей в продольном направлении диэлектрической основной части может содержать электрически изолирующую муфту, установленную над выступающей частью диэлектрического материала. Муфта может быть сконфигурирована так, чтобы наружные поверхности дистального электрода, промежуточной части и проксимального электрода были заподлицо вдоль излучающего наконечника.
В некоторых вариантах осуществления изобретения излучающий наконечник может дополнительно содержать диэлектрический дроссель. Диэлектрический дроссель может представлять собой часть электроизоляционного материала, установленного относительно наружного проводника (например, между наружным проводником и проксимальным электродом), чтобы уменьшить распространение ЕМ энергии, отраженной от излучающего наконечника обратно по коаксиальному питающему кабелю. Это может уменьшить величину, на которую профиль излучения излучающего наконечника проходит вдоль коаксиального питающего кабеля, и обеспечить улучшенный профиль излучения.
Рассмотренный выше электрохирургический инструмент может составлять часть полной электрохирургической системы. Например, система может содержать электрохирургический генератор, предназначенный для подачи микроволновой энергии и радиочастотной энергии; и электрохирургический инструмент согласно настоящему изобретению, подключенный для приема микроволновой энергии и радиочастотной энергии от электрохирургического генератора. Электрохирургический аппарат может дополнительно содержать хирургическое смотровое устройство (например, эндоскоп), имеющее гибкий вводимый ствол для введения в организм пациента, при этом гибкий вводимый ствол имеет инструментальный канал, проходящий вдоль его длины, и при этом электрохирургический инструмент имеет размеры, подходящие для размещения внутри инструментального канала.
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.
В данном документе термины «проксимальный» и «дистальный» означают концы электрохирургического инструмента, находящиеся дальше от обрабатываемой области, и ближе к ней, соответственно. Таким образом, при использовании проксимальный конец электрохирургического инструмента находится ближе к генератору для снабжения РЧ или микроволновой энергией, в то время как дистальный конец является ближайшим к обрабатываемой области, то есть к целевым тканям пациента.
В настоящем документе термин «проводящий» используется для обозначения электрической проводимости, если в контексте не определено иное.
Используемый в данном документе термин «продольный» относится к направлению вдоль длины электрохирургического инструмента, параллельно оси коаксиальной линии передачи. Термин «внутренний» означает радиально ближайший к центру (например, оси) инструмента. Термин «наружный» означает радиально удаленный от центра (оси) инструмента.
Термин «электрохирургический» используется в отношении инструмента, аппарата или приспособлению, которые используются во время операции и которые используют микроволновую и/или радиочастотную электромагнитную (ЭМ) энергию.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВ
Примеры изобретения подробно описаны ниже со ссылкой на прилагаемые графические материалы, в которых:
На Фиг. 1 представлено схематическое изображение электрохирургической системы для абляции тканей, которая представляет собой вариант осуществления изобретения;
На Фиг. 2 представлен схематический вид сбоку электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления изобретения;
На Фиг. 3 представлен схематический вид сбоку в разрезе электрохирургического инструмента, показанного на Фиг. 2;
На Фиг. 4 представлена схема, показывающая смоделированные профили излучения для электрохирургического инструмента, который представляет собой вариант осуществления изобретения;
На Фиг. 5 представлена схема, сравнивающая смоделированные профили излучения для электрохирургического инструмента, который не является вариантом осуществления изобретения, и для электрохирургического инструмента, который является вариантом осуществления изобретения;
На Фиг. 6 представлен схематический вид сбоку в разрезе электрохирургического инструмента, который не представляет собой вариант осуществления изобретения;
На Фиг. 7 представлен график моделируемых обратных потерь для электрохирургического инструмента, который является вариантом осуществления изобретения.
Следует отметить, что варианты осуществления изобретения, показанные на фигурах, не выполнены в масштабе.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ; ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ ОПЦИИ И ПРЕДПОЧТИТЕЛЬНЫЕ ВАРИАНТЫ
На Фиг. 1 представлено схематическое изображение полной электрохирургической системы 100, способной снабжать микроволновой энергией или радиочастотной энергией дистальный конец инвазивного электрохирургического инструмента. Система 100 содержит генератор 102 для управляемой подачи микроволновой и радиочастотной энергии. Подходящий для этой цели генератор описан в патенте WO 2012/076844, который включен в данном документе посредством ссылки. Генератор может быть выполнен с возможностью контроля отраженных сигналов, принимаемых обратно от инструмента, для определения подходящего уровня мощности для доставки. Например, генератор может быть выполнен с возможностью вычисления импеданса, видимого на дистальном конце инструмента, для определения оптимального уровня мощности доставки. Генератор может быть выполнен с возможностью подачи мощности в виде серии импульсов, которые модулируются в соответствии с дыхательным циклом пациента. Это позволит подавать энергию, когда легкие спадаются.
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.
Гибкий вал 112 вставляется по всей длине инструментального (рабочего) канала эндоскопа 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.
Конструкция узла 118 дистального конца может быть выполнена с максимальным наружным диаметром, подходящим для прохождения через рабочий канал. Как правило диаметр рабочего канала в хирургическом смотровом устройстве, таком как эндоскоп, составляет менее 4,0 мм, например любое значение из следующего: 2,8 мм, 3,2 мм, 3,7 мм, 3,8 мм. Длина гибкого вала 112 может быть равна или больше 0,3 м, например 2 м или более. В других примерах узел 118 дистального конца может быть установлен на дистальном конце гибкого вала 112 после того, как вал был введен через рабочий канал (и до того, как ствол инструмента введен в организм пациента). В качестве альтернативы гибкий вал 112 может быть введен в рабочий канал от дистального конца перед выполнением его проксимальных соединений. В этих конструкциях узел 118 дистального конца может иметь размеры большие, чем рабочий канал хирургического смотрового устройства 114.
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.
На Фиг. 2 представлен вид в перспективе дистального конца электрохирургического инструмента 200, который представляет собой вариант осуществления изобретения. На Фиг. 3 показан вид сбоку в разрезе того же электрохирургического инструмента 200. Дистальный конец электрохирургического инструмента 200 может соответствовать, например, узлу 118 дистального конца, описанному выше. Электрохирургический инструмент 200 содержит коаксиальный питающий кабель 202, который на своем проксимальном конце может быть подсоединен к генератору (например, генератору 102) для передачи микроволновой энергии и РЧ энергии. Коаксиальный питающий кабель 202 содержит внутренний проводник 204 и наружный проводник 206, которые разделены диэлектрическим материалом 208. Коаксиальный питающий кабель 202 предпочтительно имеет низкие потери микроволновой энергии. На коаксиальном подводящем кабеле 204 может быть предусмотрен дроссель (не показан) для предотвращения обратного распространения микроволновой энергии, отраженной от дистального конца, и, следовательно, ограничения обратного нагрева вдоль устройства. Коаксиальный кабель дополнительно содержит гибкую наружную оболочку 210, расположенную вокруг наружного проводника 206 для защиты коаксиального кабеля. Наружная оболочка 210 может быть изготовлена из изоляционного материала для электрической изоляции наружного проводника 206 от его окружения. Наружная оболочка 210 может быть изготовлена из материала с низкой адгезией, или покрыта им, например, ПТФЭ, для предотвращения адгезии тканей к инструменту.
Излучающий наконечник 212 выполнен на дистальном конце коаксиального питающего кабеля 202. Излучающий наконечник 212 предназначен для приема микроволновой энергии и РЧ энергии, передаваемой по коаксиальному питающему кабелю 202, и доставки энергии внутрь биологических тканей. Излучающий наконечник 212 содержит проксимальный электрод 214, расположенный рядом с проксимальным концом излучающего наконечника 212. Проксимальный электрод 214 представляет собой полый цилиндрический проводник, который образует открытое кольцо вокруг наружной поверхности излучающего наконечника 212. Проксимальный электрод 214 электрически соединен с наружным проводником 206 коаксиального питающего кабеля 202. Например, проксимальный электрод 214 может быть приварен или припаян к наружному проводнику 206. Проксимальный электрод 214 может быть электрически соединен с наружным проводником 206 посредством области физического контакта, которых проходит по всей окружности наружного проводника 206, чтобы гарантировать осевую симметрию соединения. Проксимальный электрод 214 расположен коаксиально с коаксиальным питающим кабелем 202 (т. е. продольная ось цилиндрического проксимального электрода 214 совмещена с продольной осью коаксиального питающего кабеля 202) и имеет наружный диаметр, который соответствует диаметру коаксиального питающего кабеля 202. Таким образом, проксимальный электрод лежит заподлицо с наружной поверхностью коаксиального питающего кабеля 202. Это может предотвратить захват тканей на проксимальном электроде 214. Наружный проводник 206 заканчивается в проксимальном электроде 214, то есть он не выходит за пределы проксимального электрода 214 в дистальном направлении. В некоторых вариантах осуществления изобретения (не показаны) проксимальный электрод может представлять собой открытый дистальный участок наружного проводника 206.
Излучающий наконечник 212 также содержит дистальный электрод 216, расположенный на дистальном конце излучающего наконечника 212 или рядом с ним. Дистальный электрод 216 представляет собой полый цилиндрический проводник, который образует открытое кольцо вокруг наружной поверхности излучающего наконечника 212. Как и проксимальный электрод 214, дистальный электрод 216 расположен коаксиально с коаксиальным питающим кабелем 202. Проксимальный и дистальный электроды 214, 216 могут иметь практически одинаковые форму и размер. Как проиллюстрировано на Фиг. 2, проксимальный и дистальный электроды 214, 216 имеют длину L1 в продольном направлении электрохирургического инструмента 200. Дистальный электрод 216 расположен на расстоянии от проксимального электрода 214 в продольном направлении электрохирургического инструмента 200 на расстоянии G (см. Фиг. 2). Другими словами, дистальный электрод 216 проходит дальше по длине электрохирургического инструмента 200 на расстояние G. Проксимальный и дистальный электроды 214, 216 имеют наружный диаметр, который равен наружному диаметру коаксиального питающего кабеля 202, в результате чего электрохирургический инструмент 200 имеет гладкую наружную поверхность.
Проксимальный электрод 214 (который образован полым цилиндрическим проводником) определяет канал, через который проходит выступающий в дистальном направлении участок внутреннего проводника 204. Таким образом, внутренний проводник 204 проходит внутрь излучающего наконечника 212, где он электрически соединяется с дистальным электродом 216. Внутренний проводник 204 электрически соединен с дистальным электродом 216 через проводник 218, который проходит радиально (т. е. наружу) от внутреннего проводника 206. Проводник 218 может содержать один или множество отводов (например, провода или другие гибкие проводящие элементы), которые расположены симметрично относительно оси внутреннего проводника 204. В качестве альтернативы проводник 218 может содержать проводящий диск или кольцо, установленные вокруг внутреннего проводника 204 и соединенные между внутренним проводником 204 и дистальным электродом 216. Соединение между внутренним проводником 204 и дистальным электродом 216 предпочтительно является симметричным относительно оси, определяемой внутренним проводником 204. Это может способствовать формированию симметричной формы поля вокруг излучающего наконечника 212.
Часть диэлектрического материала 208 коаксиального питающего кабеля 202 также проходит за пределы дистального конца наружного проводника 206 внутрь излучающего наконечника 212 через канал, образованный проксимальным электродом 214. Таким образом, внутренний проводник 204 и проксимальный электрод 214 изолированы диэлектрическим материалом 208. Муфта 220 предусмотрена вокруг излучающего наконечника 212 между проксимальным электродом 214 и дистальным электродом 216. Муфта 220 может действовать для защиты диэлектрического материала 208 и обеспечения того, чтобы наружная поверхность излучающего наконечника являлась гладкой. Муфта 220 может быть изготовлена из того же материала и выполнять ту же функцию, что и наружная оболочка 210.
Излучающий наконечник 212 дополнительно содержит заостренный дистальный наконечник 222, расположенный на дистальном конце инструмента. Дистальный наконечник 222 может быть заострен, чтобы облегчить введение излучающего наконечника 212 в целевые ткани. Тем не менее, в других вариантах осуществления изобретения (не показаны) дистальный конец может быть закругленным или плоским. Дистальный наконечник 222 может быть изготовлен из диэлектрического материала, например такого же, как диэлектрический материал 208. В некоторых вариантах осуществления изобретения материал дистального наконечника 222 может быть выбран для улучшения согласования импеданса с целевыми тканями, чтобы повысить эффективность, с которой ЭМ энергия доставляется к целевым тканям. Дистальный наконечник 222 может быть изготовлен из материала с низкой адгезией, или покрыт им (например, ПТФЭ), для предотвращения адгезии к нему тканей.
Излучающий наконечник 212 дополнительно содержит настроечный элемент 224. Настроечный элемент 224 представляет собой электропроводящий элемент, который соединен с внутренним проводником 204 между проксимальным электродом 214 и дистальным электродом 216 для создания емкостного реактивного сопротивления. В этом примере проводящий настроечный элемент имеет цилиндрическую форму и расположен коаксиально с внутренним проводником 204. Настроечный элемент 224 имеет длину L2 в продольном направлении и наружный диаметр X1 (см. Фиг. 3). Эти параметры могут быть выбраны для введения емкости, которая улучшает эффективность связи (то есть снижает отраженный сигнал) инструмента при работе в качестве микроволновой антенны, как описано ниже.
Поскольку проксимальный электрод 214 и дистальный электрод 216 электрически соединены с наружным проводником 206 и внутренним проводником 204, соответственно, они могут использоваться в качестве биполярных РЧ режущих электродов. Например, дистальный электрод 216 может действовать как активный электрод, а проксимальный электрод 214 может действовать как обратный электрод для РЧ энергии, передаваемой по коаксиальному питающему кабелю 202. Таким образом, целевые ткани, расположенные вокруг излучающего наконечника 212, могут быть разрезаны и/или подвергнуты коагуляции с использованием РЧ энергии с помощью механизмов, описанных выше.
Кроме того, излучающий наконечник 212 может действовать как микроволновая дипольная антенна, когда микроволновая энергия передается по коаксиальному питающему кабелю 202. В частности, проксимальный электрод 214 и дистальный электрод 216 могут действовать как излучающие элементы дипольной антенны на микроволновых частотах. Таким образом, конструкция излучающего наконечника позволяет доставлять в целевые ткани как радиочастотную, так и микроволновую энергию. Это позволяет подвергать абляции и/или коагуляции целевые ткани с использованием радиочастотной и микроволновой энергии, в зависимости от типа ЭМ энергии, передаваемой на излучающий наконечник. Цилиндрические формы проксимального и дистального электродов 214, 216 могут служить для создания профиля излучения, симметричного относительно продольной оси инструмента 200.
Конфигурация электродов 214, 216, определяемая параметрами L1 и G, может быть выбрана заранее, чтобы обеспечить требуемый диаметр абляции (для данной формы волны энергии и локальных свойств тканей). Цилиндрические электроды используются для создания симметричного (относительно продольной оси устройства) профиля абляции. Ниже приведены примерные размеры, которые могут быть использованы для электрохирургического инструмента, который является вариантом осуществления изобретения: L1 и L2 могут составлять 3 мм; G может составлять 5 мм; X1 может составлять 1,2 мм; наружный диаметр инструмента может составлять около 1,9 мм; внутренний диаметр проксимального и дистального электродов может составлять 1,5 мм.
На Фиг. 4 показаны расчетные профили излучения в целевых тканях для электрохирургического инструмента в соответствии с вариантом осуществления изобретения. На панели A на Фиг. 4 показан смоделированный профиль излучения на частоте 400 кГц (то есть для радиочастотной энергии), а на панели B на Фиг. 4 показан смоделированный профиль излучения на частоте 5,8 ГГц (т.е. для микроволновой энергии). Как можно видеть, на обеих частотах профиль излучения распространяется между проксимальным и дистальным электродами и вокруг них. Профиль излучения для микроволновой энергии (панель B) является более сферическим, чем для радиочастотной энергии (панель A). В противоположность этому, профиль излучения для радиочастоты имеет более вытянутую форму и больше сконцентрирован вокруг проксимального и дистального электродов. Таким образом, профиль излучения изменяется в зависимости от того, передается к излучающему наконечнику микроволновая энергия или же радиочастотная энергия. Это может привести к разному объему абляции (то есть к объему целевых тканей, который подвергается абляции ЭМ энергией), в зависимости от типа ЭМ энергии, передаваемой на излучающий наконечник. Таким образом, например, объемом абляции можно управлять путем переключения между микроволновой энергией и радиочастотной энергией.
На Фиг. 5 проиллюстрировано, как на профиль микроволнового излучения электрохирургического инструмента влияет наличие проксимального и дистального электродов. На панели А на Фиг. 5 показан расчетный профиль излучения для электрохирургического инструмента, который не имеет проксимального и дистального электродов. Конструкция электрохирургического инструмента, показанного на панели A на Фиг. 5, проиллюстрирована на Фиг. 6. Электрохирургический инструмент 600, показанный на Фиг. 6, имеет конструкцию, аналогичную показанной на Фиг. 2 и 3, за исключением того, что она не включает проксимальный и дистальный электроды. Подобно электрохирургическому инструменту 200 согласно варианту осуществления изобретения, электрохирургический инструмент 600 содержит коаксиальный питающий кабель 602, имеющий внутренний проводник 604 и наружный проводник 606, которые разделены диэлектрическим материалом 608. Излучающий наконечник 610 выполнен на конце коаксиального питающего кабеля 602. Внутренний проводник 604 и диэлектрический материал проходят внутрь излучающего наконечника 610, однако наружный проводник 606 заканчивается на излучающем наконечнике 610. На внутреннем проводнике излучающего наконечника 610 предусмотрен проводящий настроечный элемент 612. На панели В на Фиг.5 показан расчетный профиль излучения для электрохирургического инструмента, имеющего конструкцию согласно варианту осуществления изобретения (например, аналогичную показанной на Фиг. 2 и 3). Оба профиля излучения моделируются при частоте микроволновой энергии 5,8 ГГц. За исключением отсутствия проксимального и дистального электродов в электрохирургическом инструменте 600, размеры электрохирургических инструментов, используемых в обоих моделированиях, являются одинаковыми.
Как видно из Фиг. 5, форма рассчитанных профилей излучения для электрохирургических инструментов различается. В частности, профиль излучения электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления изобретения (панель B) имеет более сферическую форму по сравнению с профилем излучения электрохирургического инструмента 600 (панель A). Как показано линиями на Фиг. 5, профиль излучения электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления изобретения больше сконцентрирован вокруг излучающего наконечника. Напротив, профиль излучения электрохирургического инструмента 600 имеет более длинный хвост, который проходит вдоль части коаксиального питающего кабеля. Это распространение профиля излучения по коаксиальному питающему кабелю может быть названо «каплевидным эффектом». Таким образом, использование проксимального и дистального электродов в электрохирургическом инструменте позволяет уменьшить каплевидный эффект. Профиль излучения электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления изобретения может иметь преимущество в том, что он позволяет избежать абляции тканей, которые расположены в отдалении от излучающего наконечника. Каплевидный эффект может быть дополнительно уменьшен за счет включения диэлектрического дросселя в излучающий наконечник электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления изобретения. Например, диэлектрический дроссель может представлять собой участок диэлектрического материала, который расположен в излучающем наконечнике между проксимальным электродом и наружным проводником (то есть в канале, определяемом проксимальным электродом).
P
=SP
P
P
S
I
R
I
R
На Фиг. 7 показан смоделированный график зависимости S-параметра (также известного как «обратные потери») от частоты микроволновой энергии для электрохирургического инструмента 200. Как хорошо известно в технической области, S-параметр является мерой обратных потерь микроволновой энергии из-за несоответствия импеданса, и поэтому S-параметр указывает степень несоответствия импеданса между целевыми тканями и излучающим наконечником. S-параметр может быть определен уравнением , где  -- мощность, исходящая от инструмента в направлении тканей, -- мощность, отраженная обратно от тканей, а  -- S-параметр. Как показано на Фиг. 6, S-параметр составляет -17,09 дБ на частоте 5,8 ГГц, что означает, что на этой частоте от тканей отражается очень мало микроволновой энергии. Это указывает на хорошее согласование импеданса на рабочей частоте 5,8 ГГц и на то, что микроволновая энергия эффективно доставляется от излучающего наконечника внутрь тканей на этой частоте.
Авторы изобретения провели испытания ex vivo электрохирургического инструмента, имеющего конструкцию, аналогичную показанной на Фиг. 2 и 3. Испытания проводились на патологических тканях свиньи (печень, предназначенная для цепи создания пищевой продукции). Образцы были запечатаны в пакет и помещены в водяную баню при 37 °C перед тестированием. Затем дистальный конец электрохирургического инструмента вставляли в подготовленные образцы тканей. Затем к образцам подводилась РЧ и микроволновая энергия. РЧ энергия имела частоту 400 кГц и форму волны коагуляции 18 Вт, подаваемую в течение 66 с с рабочим циклом 91%. Микроволновая энергия имела частоту 5,8 ГГц и уровень мощности 25 Вт, подаваемый в виде непрерывной волны в течение 120 с.
Затем были проведены измерения образовавшихся зон абляции, результаты которых показаны в таблице 1. Длина зоны абляции соответствует ее измеренной длине в продольном направлении электрохирургического инструмента. Ширина зоны абляции соответствует ее ширине в направлении, перпендикулярном продольному направлению. Было обнаружено, что формы и размеры зон абляции хорошо коррелируют с смоделированными профилями излучения, описанными выше.
<b>Абляция </b>
<b>Образец 1 </b>
<b>Образец 2 </b>
<b>Образец 3 </b>
<b>Образец 4 </b>
<b>Образец 5 </b>
РЧ
14 мм × 4 мм
13 мм × 4 мм
14 мм × 4 мм
13 мм × 4 мм
14 мм × 4 мм
Микроволны
21 мм × 16 мм
21 мм × 16 мм
21 мм × 15 мм
21 мм × 14 мм
21 мм × 15 мм
Таблица 1: Размер зоны абляции