电外科圈套器的制作方法
发明领域
本发明涉及例如用于用在息肉切除术过程中的外科圈套器。具体地说，本发明可涉及适于沿着内窥镜(或使用于人体或动物体中的胃肠(gi)道或鼻腔等其他部位的任何其他类型的观察设备)的仪器通道插入的医疗圈套器，并且所述医疗圈套器可包括用于将电磁能引入生物组织中的装置。
发明背景
在例如使用结肠镜的内窥镜检查过程中，可以使用医疗圈套器去除gi道中的息肉。在有蒂息肉的情况下，圈套器经过息肉并且被拉紧在息肉颈部(或蒂部)的周围，随后切割并去除所述息肉。可以通过使射频(rf)电流穿过生物组织来执行或增强切割过程。电流还可有助于烧灼。
无蒂息肉可以类似方式去除。在通过在息肉下注射生理盐水或透明质酸钠来去除之前，优选地使这种息肉“鼓起”，以使其抬高并远离周围的结肠壁。这可有助于降低肠穿孔的风险。
wo2015/004420公开了一种电外科圈套器，在所述电外科圈套器中电极可延伸至所述圈套器的环中。
发明概述
本文公开内容提供用于外科圈套器仪器的三个增强。第一增强涉及在组织由处于延伸配置中的圈套器钢丝环环绕时并且在组织位于缩回配置中的圈套器钢丝环的径向外侧时如何将电磁能量(尤其微波能量)输送至组织。因此，圈套器可为在两个位置中可操作的：打开位置(对应于延伸配置)和闭合位置(对应于缩回配置)。在打开位置中，圈套器可用来俘获组织用于切除。在闭合位置中，圈套器可被用作通用止血器。
第二增强涉及用于致动(即延伸和缩回)圈套器钢丝的装置。
第三增强涉及圈套器钢丝环自其延伸的远侧头组件的几何形状和结构。
最一般来说，本发明第一方面提供一种电外科圈套器，其中圈套器钢丝环自能量传递表面延伸，所述能量传递表面可以充当用于使用圈套器机械切割的物理反作用表面并且充当用于发射电磁(例如微波或rf)能量的区部。
根据本发明第一方面，提供一种外科圈套器，其包括：同轴电缆，其具有内导体、外导体和电介质材料，所述电介质材料将所述内导体与所述外导体分离；远侧头组件，其设置在所述同轴电缆的远侧末端处；以及圈套器钢丝，其装配于所述远侧头组件中，其中所述远侧头组件包括端盖，所述端盖具有：面向远侧的能量传递结构，其连接至所述内导体，以及一对通道，所述一对通道中的每一个在所述面向远侧的能量传递表面上的出口与所述端盖的近侧表面上的入口之间轴向地延伸，其中所述圈套器钢丝设置在所述一对通道内以形成超过所述面向远侧的能量传递表面的可缩回环。所述同轴电缆可被布置来将电磁能量输送至所述远侧头组件。所述面向远侧的能量传递结构可被配置来将由所述同轴电缆传送至所述远侧头组件的电磁能量传输至所述远侧头组件处的生物组织中。
所述同轴电缆可被布置(例如适当地定尺寸)以传送微波电磁能量，其中所述能量传递结构可被配置为用于辐射微波电磁能量的天线。所述天线可由导电材料，或微波陶瓷或使能微波能量的有效传播的类似低损耗电介质形成。
所述同轴电缆可被布置来传送射频(rf)电磁能量。rf能量可通过与所述微波能量相同的同轴电缆传送。rf能量和微波能量可以单独地或同时地传送。如果能量传递结构用以传输rf能量，则所述能量传递结构可包括电气地连接至所述内导体的导电材料。例如，所述能量传递结构可包括形成于所述端盖上的导电表面。
所述圈套器钢丝可包括导电材料，所述导电材料电气地连接至所述外导体并且优选地与所述内导体和所述能量传递结构电气地绝缘。所述能量传递结构可充当有源电极，并且所述圈套器钢丝可充当回波电极。为了将所述导电表面(即有源电极)与所述圈套器钢丝(即回波电极)隔离，可将绝缘材料提供于通道内侧以防止内导体与外导体之间的短路。
如果设备被配置来仅使用微波电磁能量，则可能不必要使圈套器钢丝和导电表面绝缘。例如，h场环可用来确保微波能量的有效传播。
圈套器钢丝和面向远侧的能量传递结构以组合方式的配置可作用来确保输送的能量进入由可缩回环环绕的组织中。使用时，电磁能量可用来使由可缩回环抓取的组织凝固且/或辅助切割操作。当可缩回环被缩回时，能量可向外输送并远离头组件的远侧末端。在缩回状态中，环可具有介于5mm与0.5mm之间的直径。以这种方式，设备可用来使息肉蒂周围的区域“精确地(spot)”凝固以在开始息肉切除术过程之前堵住血流。设备可在这个缩回配置中用来使肠中或息肉蒂将被去除的区域周围的血管凝固。替代地或补充地，设备可在这个缩回配置中用来标出无蒂息肉或肿瘤周围的区部。
圈套器钢丝可被可滑动地装配于远侧头组件中，借此环可朝向能量传递结构缩回。可缩回环可被布置来在完全缩回时接触能量传递结构。因此，能量传递结构可充当用于通过圈套器钢丝施加的物理力的反作用表面。
端盖可包括电气地连接至内导体的导电主体。换句话说，端盖可包括提供近侧表面和面向远侧的导电表面两者的单个实心导电块，所述面向远侧的导电表面为能量传递结构。所述一对通道可为形成(例如打孔或钻孔)为穿过导电主体的孔。通道可彼此平行并且与设备的轴线(例如同轴电缆的轴线)对准。孔可关于轴线对称地布置。然而，将理解，孔的布置可例如根据设备的特定应用变化。孔可具有在其内表面上的绝缘层以使圈套器钢丝与导电主体电气地绝缘。替代地或补充地，圈套器钢丝自身可具有沿在正常操作期间通过通道的部分的绝缘覆盖。端盖可涂布有绝缘和/或不粘材料层以防止凝固的组织粘连至辐射体。这个绝缘材料可为例如一层聚对二甲苯c、ptfe、聚四氟乙烯，或具有类似性质的材料。也可能优选的是，圈套器钢丝的环以绝缘和/或不粘材料的薄层涂布至例如10μm或较小的厚度。
如以上所论述，面向远侧的能量传递结构可提供用于在完全缩回时接触可缩回环的反作用表面。换句话说，当环缩回时，由环环绕的区域可减少至零。反作用表面可为在所述一对通道的出口之间延伸的面向远侧的能量传递结构的一部分。反作用表面可为平坦的。然而，优选地，当圈套器钢丝缩回时，反作用表面弯曲以抵靠圈套器钢丝配合。反作用表面可具有例如自1mm至10mm的曲率半径的范围。例如，反作用表面可类似圆锥形或圆柱形表面的一部分。反作用表面可包括或包含能量传递结构上的凹部。
反作用表面可包括切割特征，例如锐化边缘或刀片，以有助于由圈套器钢丝捕获的生物组织的切割。切割特征可以提供在以上所论述的凹部内侧，使得所述切割特征没有自反作用表面突出。如果设备被推抵肠、食管或其他器官的壁，这种配置降低穿孔或不当组织损害的风险。
如果能量传递结构包括导电表面，则反作用表面可以包括跨越面向远侧的导电表面的绝缘材料带，以避免产生面向远侧的导电表面与圈套器钢丝之间的电气连接。这个带可与端盖分离地形成并且被附接，例如稍后粘结。例如，端盖可具有跨于所述端盖形成以用于接收带的凹部。反作用表面可为面向远侧的导电表面中的沟槽。例如，绝缘材料带可以凹形方式形成以与圈套器钢丝的横截面轮廓合作。带可为细微带线等。
面向远侧的导电表面可为圆形的，例如以半球形或圆顶状方式。这个形状可辅助电磁能量的输送并且也可以提供平滑表面以防止偶然钩在组织上。所述面向远侧的导电表面可为圆顶，其中所述一对通道的所述出口位于所述圆顶上。换句话说，可缩回环自仪器的辐射表面伸出而非具有可插入由环环绕的区域中的单独辐射元件。
为了将电磁能量聚焦至由可缩回环环绕的区域中，并且为了防止电磁能量进入包围仪器的健康组织，端盖可具有在其侧表面上的绝缘覆盖部分，所述绝缘覆盖部分与可缩回环的平面对准。换句话说，端盖的位于可缩回环以上和以下的部分不呈现向外导电表面。
圈套器钢丝可在远侧头组件的近侧末端处连接至同轴电缆的外导体。在一个实例中，将圈套器钢丝的一个末端连接至外导体的接头也充当用于圈套器钢丝的固定锚定点。因此，所述远侧头组件可包括固定轴套，所述固定轴套装配于所述同轴电缆上并且电气地连接至所述外导体，其中所述圈套器钢丝电气地连接至所述固定轴套。固定轴套可为在远侧头组件的近侧末端处夹紧至外导体上的导电(例如金属)环形。圈套器钢丝可被焊接至固定轴套。替代地，圈套器钢丝可在通道中的一个中使用干涉配合或螺纹连接来紧固至盖。
所述圈套器钢丝的第一末端可连接至可相对于所述同轴电缆轴向滑动的推杆，并且所述圈套器钢丝的第二末端可附接至所述固定轴套。第一末端沿同轴电缆向前和向后的移动使可缩回环延伸并缩回。为了维持可缩回环的对准，圈套器钢丝的第一末端可连接至可滑动地装配于同轴电缆上的可移动轴套。可移动轴套可为在同轴电缆上滑动的套筒。这个配置可以通过将圈套器钢丝限制于大体上与环的平面平行的平面来防止圈套器钢丝的不受控移动。
替代地，第二末端也可为可移动的，例如可与第一末端同时地移动。例如，第二末端可例如经由可移动轴套连接至推杆。或者圈套器钢丝的第一末端和第二末端可彼此接合以形成共同钢丝，所述共同钢丝为可移动的。例如，共同钢丝可连接至可相对于同轴电缆轴向滑动的可移动轴套或推杆。
所述远侧头组件可包括阻抗变换器部分(本文中也称为‘变换器部分’)，所述阻抗变换器部分装配在所述同轴电缆的远侧末端与所述端盖之间，所述变换器部分被布置来使所述同轴电缆的阻抗匹配至所述端盖的的阻抗。这在端盖的阻抗与同轴电缆的阻抗不相同时有用。变换器部分可被布置来充当四分之一波长阻抗变换器。
所述变换器部分可包括：一长度的导电材料，其在所述内导体的远侧末端与所述端盖的所述近侧表面之间轴向地延伸；以及一对管路，其在所述长度的导电材料的相反侧上轴向地延伸，其中所述圈套器钢丝通过所述一对管路。优选地，所述管路以绝缘体加衬里，借此将所述圈套器钢丝与所述内导体隔离。这些管路帮助防止钢丝以不受控制方式屈曲或移动。这个结构的轴向长度可结合其阻抗加以选择来提供所需要的阻抗匹配。
外科圈套器可具有套筒(例如电气绝缘的护套)，所述套筒被布置来封闭远侧头组件的侧表面。换句话说，所述套筒可封闭同轴电缆、推杆、变换器部分和圈套器钢丝的除可缩回环之外的部分。
在一个实施方案中，套筒的远侧末端可附接(例如粘结)至端盖或反作用表面的近侧周围边缘。因此圈套器钢丝可为相对于端盖和绝缘护套两者可移动的，以延伸并缩回可缩回环。在这个实施方案中，圈套器钢丝可相对于内窥镜的仪器通道固定，外科圈套器通过所述仪器通道被引入。因此外科圈套器为通过移动绝缘护套可操作的。
替代地，套筒可为相对于远侧末端组件可滑动的，以便封闭圈套器钢丝的环。在一个实施方案中，可缩回环可相对于端盖固定，并且可通过在环上滑动套筒来减小环的直径(即环可被缩回)。
套筒可具有内部纵向分隔，所述内部纵向分隔将套筒的内部体积分离成用于携带同轴电缆的第一纵向空腔和用于携带连接至圈套器钢丝的推杆的第二纵向空腔。推杆可为装配在同轴电缆周围并且可相对于所述同轴电缆滑动的管或护套。
在以上第一方面中致动圈套器的方式可为本发明第二方面。根据第二方面，提供一种外科圈套器，所述外科圈套器包括：同轴电缆，其具有内导体、外导体和电介质材料，所述电介质材料将所述内导体与所述外导体分离；远侧头组件，其设置在所述同轴电缆的远侧末端处，所述远侧头组件具有端盖，所述端盖电气地连接至所述内导体；以及圈套器钢丝，其可滑动地装配于所述远侧头组件中以形成超过所述端盖的可缩回环，其中所述圈套器钢丝的第一末端连接至可移动轴套，所述可移动轴套可滑动地装配于所述同轴电缆上。
如以上所论述，所述圈套器钢丝可包括电气地连接至所述外导体的导电部分。这个连接可在圈套器钢丝的相对末端处对圈套器钢丝连接至可移动轴套的位置做出。然而，圈套器钢丝可例如经由可移动轴套在任何合适的点处电气地连接至外导体。正如第一方面的情况，如果设备将被配置来用于与rf电磁能量一起使用，则圈套器钢丝可与内导体电气地绝缘。在同轴电缆上提供可移动轴套辅助维持圈套器钢丝与同轴电缆之间的紧固空间关系，这可防止圈套器钢丝在使用时扭转。
以上提到的第一方面的特征也可以提供于第二方面中。例如，所述远侧头组件可包括固定轴套，所述固定轴套装配于所述同轴电缆上，并且其中所述圈套器钢丝的第二末端附接至所述固定轴套。所述固定轴套可电气地连接至所述外导体。
然而，在替代性布置中，圈套器钢丝的第二末端也可以附接至可移动轴套。这意味当可移动轴套沿同轴电缆滑动时圈套器钢丝的两侧移动。这可辅助缩短仪器的长度，因为可移动轴套仅需要沿同轴电缆横穿一半距离以达到与其中圈套器钢丝的仅一个末端附接至可移动轴套的布置相同大小的环。这个替代性方案也可以提供端盖处(即反作用表面处)的更均匀分布的切割力。
在进一步替代性布置中，圈套器钢丝的第二末端可在固定轴套与可移动轴套之间与圈套器钢丝的第一末端接合。在这种布置中，第二末端可在连接至第一末端之前通过固定轴套。另外，这可辅助缩短仪器的长度并且提供以上所论述的其他优点。
可移动轴套可使用推杆等操作。在一个实施方案中，推杆为装配在同轴电缆周围并且可相对于同轴电缆滑动的套筒。这个配置可向用户提供对圈套器的移动的更多控制，因为同轴电缆相较于单独细杆对弯曲或扭转敏感度较低。
如以上关于本发明第一方面和第二方向所论述，环可被缩回至所述环紧靠或非常接近于反作用表面的几乎或完全缩回位置中。当环处于几乎或完全缩回配置中时，设备为以替代性模式可用的，在所述替代性模式中，能量被输送远离端盖并且进入设备在附近或紧靠的组织中。这种模式可用来将电磁能量施加至未由环环绕的组织点，即设备可被用作点施用器。例如，在去除息肉之前，希望抑制蒂部周围的区域中的血流。设备可在这个替代性模式中用来将电磁能量施加至出血组织以便帮助这个区部中的凝固。设备也可用来在息肉去除之后停止任何残余出血。在这种情形下，环将被拉至反作用表面中，设备将被用作点施用器以便帮助凝固，其中圈套器钢丝的远侧末端充当微波能量辐射天线。
因此，同轴电缆可连接(例如在其近侧末端处)至合适的发生器以接收微波能量。可缩回环可为可在用于将微波能量输送至由圈套器钢丝环绕的组织的延伸配置与用于自圈套器钢丝的远侧暴露部分(即圈套器钢丝的在缩回时未在端盖内侧的一部分)向外输送微波能量的缩回配置之间移动。当可缩回环处于缩回配置中时，圈套器钢丝可完全缩回，即处于与面向远侧的导电表面接触。替代地，当可缩回环处于缩回配置中时，在圈套器钢丝与面向远侧的导电表面之间可存在小间隙。
端盖的几何形状可为本发明第三方面。这个方面可使用于供应电磁能量的电外科圈套器中，并且使用于仅执行机械切割的“冷”圈套器中。根据本发明第三方面，提供一种外科圈套器，所述外科圈套器包括：远侧头组件；以及圈套器钢丝，其可滑动地装配于所述远侧头组件中，其中所述远侧头组件包括端盖，所述端盖具有：面向远侧的反作用表面，以及一对通道，所述一对通道中的每一个在所述面向远侧的反作用表面上的出口和所述端盖的近侧表面上的入口之间延伸，其中所述圈套器钢丝设置在所述一对通道内以形成超过所述面向远侧的导电表面的可缩回环，并且其中所述面向远侧的反作用表面被布置以在完全缩回时接触所述可缩回环。所述一对通道可彼此平行地延伸。所述通道可在轴向方向上延伸穿过端盖。如以上关于第一方面所论述，可希望在端盖上或端盖中包括小刀片以穿透组织，例如在微波能量在可利用的情况下的施加之后。理想地，刀片不应该自端盖突出，否则这由于设备被推抵肠(或另一种器官)的壁而呈现对结肠的壁的损害或穿孔的风险。
以上提到的第一和第二方面的特征也可以提供于第三方面中。例如，面向远侧的反作用表面可包括用于接收所述可缩回环的沟槽，并且所述面向远侧的反作用表面可为圆形的，即在远侧方向上凸形的。
本文所描述的外科圈套器可使用于息肉切除术过程中。可缩回环可在息肉蒂部周围传送，所述息肉蒂部随后通过施加电气能量和/或机械能量自肠管壁切割。有利地，面向远侧的导电表面形成可缩回环的边界的一部分，借此降低将导电圆顶钩在任何组织上的可能性。
当环完全缩回时，这个设备还可以被用作通用微波止血器。在这个配置中，微波辐射将自端盖和完全缩回的环发射。
本文中，“微波能量”可以广泛地用来指示在400mhz至100ghz的范围内，但是优选地在1ghz至60ghz，更优选地2.45ghz至30ghz或5ghz至30ghz的范围内的电磁能量。本发明可使用在单个特定频率下，如以下中的任何一个或多个：915mhz、2.45ghz、3.3ghz、5.8ghz、10ghz、14.5ghz以及24ghz。
在本文中，射频(rf)可意味在范围10khz至300mhz内的稳定固定频率。rf能量的频率应该高到足以防止能量导致神经刺激，并且低到足以防止能量导致组织灭活(tissueblanching)或不必要热余量或对组织结构的损害。rf能量的优选的标定频率包括以下中的任何一个或多个：100khz、250khz、400khz、500khz、1mhz、5mhz。
本发明的外科圈套器可被配置来用于沿着内窥镜、胃镜等的仪器通道插入，或者可被布置来使用于腹腔镜手术中或使用于自然孔道经腔内镜手术(notes)、经肛门内镜显微手术(tems)，或经肛门粘膜下层内镜切除术(taser)过程中或使用于一般开放性过程中。内窥镜中的仪器通道的直径可以是2.2mm、2.8mm、3.2mm或更大。因此本文所论述的结构的最大宽度可被设定成低于这些尺寸中的一个或多个。
附图简述
以下参考附图详述地描述本发明的实施方案，在附图中：
图1a和1b分别展示用于为本发明一个实施方案的外科圈套器的导电盖的前面示意图和侧面示意图；
图2a和2b分别展示用于为本发明另一个实施方案的外科圈套器的截短导电盖的前面和侧面示意图；
图3a和3b分别展示用于为本发明另一个实施方案的具有绝缘部分的外科圈套器的截短导电盖的前面和侧面示意图；
图4展示为本发明另一个实施方案的外科圈套器的横截面俯视图；
图5展示在没有能量供应的情况下使用的外科圈套器的横截面俯视图；
图6a展示为本发明另一个实施方案的外科圈套器的横截面俯视图；
图6b展示使用于图6a的外科圈套器中的弹簧刀片连接器的侧面视图；
图7展示用来模拟本发明的微波输送性能的图4的外科圈套器的模型的透视图；
图8展示来自图7中所示的模型外科圈套器的进入息肉蒂部中的模拟功率损耗密度的侧视图；
图9展示来自图7中所示的模型外科圈套器的进入息肉蒂部中的模拟功率损耗密度的俯视图；
图10为展示用于图7中所示的模型外科圈套器的进入肝脏中的回波损耗(阻抗匹配)的曲线图；
图11a和11b分别展示为本发明一个实施方案的外科圈套器的末端在圈套器钢丝缩回时的俯视图和端视图；
图12展示用来模拟本发明微波输送性能的图11a和11b的外科圈套器的模型的透视图；以及
图13为展示用于图11a和11b中所示的模型外科圈套器的进入肝脏中的回波损耗(阻抗匹配)的曲线图。
详述、其他选项和优选项
图1a展示用于使用在外科圈套器上的远侧端盖100的前面视图。如以下所解释，远侧端盖适于与输送rf或微波能量以辅助切割操作的电外科圈套器和不供应附加能量的纯粹机械圈套器(有时称为“冷”圈套器)两者一起使用。在这个实施方案中，端盖100由单片导电材料形成，但是本发明不限于这种布置。例如，端盖100可由微波陶瓷或能够传输微波电磁能量的另一种合适的电介质形成。在这个实例中，端盖100具有圆形近侧面，所述圆形近侧面在远侧方向上平稳地弯曲以形成尖端107，所述尖端类似圆顶。在这个实例中，尖端107具有2.4mm的直径。尖端107具有通过所述尖端的两个通道101，所述两个通道充当用于形成圈套器的钢丝环的两个末端的引导件。每一通道具有在尖端107的近侧表面处的入口和在远侧表面处的出口。在这个实例中，通道101各自具有0.7mm的直径。通道101两者都以电绝缘体102加衬里，使得每一通道101的内部与尖端107电气地隔离。在实践中，这意味通过通道101的圈套器钢丝与端盖100的导电材料电气地绝缘。
在这个实例中，通道101具有圆形横截面。通道的横截面的形状可以为与圈套器钢丝的横截面相同的形状。这个形状可为非圆形的，例如三角形的、长方形的等。
在一个实施方案中，圈套器钢丝可相对于远侧端盖100固定。换句话说，固定长度的圈套器钢丝可以环延伸超过端盖的面向远侧的表面。在这样的实施方案中，可以通过在端盖和环上滑动套筒缩回环(即可减小环所环绕的面积)。
在另一个实施方案中，圈套器钢丝可被可滑动地装配于远侧端盖100中。圈套器钢丝的横截面积可以小于每一通道的横截面积，使得存在足够的游隙来容许圈套器钢丝滑动通过通道。
沟槽103在尖端107的前(远侧)表面上形成在两个通道101之间。当圈套器钢丝被牵拉抵靠尖端107时，沟槽103可被成形以接收所述圈套器钢丝。沟槽107可小于1mm深至10mm深。因此沟槽103可表示反作用表面，机械切割力抵靠所述反作用表面施加至设置在圈套器的环内的组织(例如息肉蒂部)。在一些实施方案中，沟槽103可具有刀片或其他锋利表面以有助于或改善切割动作。沟槽103中可设置有一层电气绝缘材料，用以即使当环完全闭合时仍维持圈套器钢丝与尖端107之间的电气隔离。当环完全闭合时，所述环可形成连续表面，即在环与沟槽103之间无间隙的表面，并且充当通用微波凝固器或止血器。
图1b展示侧面视图中的端盖100。这里可看出尖端107呈现面向远侧的凸形表面，而沟槽103是面向远侧的凹形压痕。可希望使凹形末端为锋利的或圆形的。在前者中，钢丝将防止凹形末端按以上所论述的方式切割肠壁。
端盖100还可以具有自近侧表面在远侧方向上延伸的凹部106。凹部106被成形来接收信号馈送(例如同轴电缆的内导体的突出超过同轴电缆的外导体和电介质材料的一部分)。这在以下更详细地参考图6来论述。在这个实施方案中，内导体凹部106大体上处于通道101中间，但是本发明不限于这种配置。
环形凹部104形成在近侧表面的周边周围。环形凹部104被布置来接收并且附接(例如粘结)至套筒(未示出)的远侧边缘。这在以下更详细地参考图6来论述。
图2a展示用于外科圈套器的远侧端盖200的另一个实施方案的前面视图。端盖200与图1a中所示的端盖100共用许多特征，并且因此相同元件符号用来标记对应的部分。端盖200具有尖端207，所述尖端为导电的，并且正如盖100的情况，尖端207弯曲以部分地形成圆顶。然而，与图1a中所示的盖100的尖端107相反，尖端207被截短以便在尖端207的顶部208和底部209处形成平坦表面。盖200的尖端207则具有相较于第一盖100的尖端107的较小轮廓。在这个实例中，盖200具有1.4mm的厚度。这允许进入肠壁中的任何不当能量损耗为最小，因为可减少盖100与肠壁之间的接触。图2b展示盖200的侧面视图，其例示尖端207的截断。
图3a展示用于在外科圈套器中使用的远侧端盖300的另一个实施方案的前面视图。再一次，这个端盖300与图1a、1b、2a和2b中所示的端盖100、200共用许多特征，并且因此相同元件符号用于对应的特征。
在这个实例中，端盖300具有由以下两个部分形成的尖端307：导电部分306，其具有与盖200的截短尖端207相同的形式；以及绝缘部分305，其附接至导电部分306的平坦上表面和下表面。绝缘部分305的外轮廓被成形来在盖300的远侧末端处形成圆顶，类似于图1a和1b中的圆顶。图3b展示盖300的侧面视图，其例示由导电部分306和绝缘部分305形成的圆顶。
所论述的端盖可由不同材料制成，取决于所需要的特定应用。例如，可能重要的是，端盖为充分生物相容的(即，在特定情形下具有已知宿主反应)。因此，端盖可由铂、铂铱、金、钽或其混合物制成。在端盖由金属制成的情况下，设备可使用于荧光检查过程中，因为端盖随后对于x射线为不透明的。为防止组织粘连，如以上所论述，端盖可具有聚四氟乙烯(teflon)、ptfe或聚对二甲苯c(parylenec)的外涂层(未示出)。
图4展示为本发明另一个实施方案的外科圈套器400的俯视横截面图。在这个实例中，外科圈套器可被定尺寸以用于内窥镜检查使用。例如，设备的最大宽度(即，远侧端盖的直径)小于2.6mm，并且可为大约1.4mm，以便使所述设备适于通过内窥镜或任何其他类型的外科观察仪器的仪器通道。
外科圈套器400包含同轴电缆411和远侧头组件419，所述远侧头组件连接至同轴电缆411的远侧末端。同轴电缆具有内导体406、外导体412，以及将内导体406与外导体412分离的电介质405。同轴电缆411可通常具有大约50欧姆的阻抗。例如，所述同轴电缆可为来自huber&suhner的
外导体412终止于远侧头组件419的近侧末端处的固定轴套404内。固定轴套404包含电气地连接至外导体412的导电元件。固定轴套可为夹紧或以其他方式紧固至同轴电缆411的外导体412的导电环形元件。
可移动轴套402在相对于固定轴套404的近侧可滑动地装配于同轴电缆411上。在这个实施方案中，可移动轴套为配合在外导体412周围的环形。外导体412可具有滑润涂层或可被包裹在合适的套筒(未示出)中以减少摩擦或防止同轴电缆的外护套的编织物变得麻烦。环形可具有2.4mm的外径和2.2mm的内径，以便配合在同轴电缆周围并配合在内窥镜的仪器通道内，在一些实例中，环形可具有1.4mm的外径。环形的外径通常取决于将使用设备的内窥镜的仪器通道的尺寸。可移动轴套402具有附接至所述可移动轴套的推杆401。推杆401可延伸穿过内窥镜的仪器通道，借此可相对于同轴电缆轴向地移动可移动轴套402，例如以改变可移动轴套402与固定轴套404之间的距离。这个机构用来延伸并缩回圈套器，如以下所解释。
远侧头组件419包含远侧端盖408，所述远侧端盖通过变换器部分409连接至同轴电缆411以使电缆的阻抗(特性阻抗)与组织负载的阻抗匹配。远侧端盖408可为参考图1a和1b或图2a和2b或图3a和3b所论述的盖中的任何盖。换句话说，远侧端盖408包含导电主体或低损耗电介质，例如微波陶瓷，所述低损耗电介质具有穿过所述低损耗电介质自近侧表面延伸至弯曲(圆顶状或半球形)远侧表面的一对通道413、414。一对通道413、414优选地在轴向方向上彼此对准，并且较佳地关于设备的轴对称地布置。一对通道413、414被布置以传送圈套器钢丝403，如以下所论述。如果远侧端盖408包含导电主体，则一对通道413、414的内表面上形成有绝缘材料层，以使圈套器钢丝403与导电主体电气地绝缘。
变换器部分409包含一长度的导电材料，所述长度的导电材料提供同轴电缆411的内导体406与远侧端盖408的导电主体之间的电气连接。在这个实施方案中，所述长度的导电材料具有立方体形状，所述立方体形状带有形成于其近侧面中的用于接收内导体406的暴露长度的凹部。然而，本发明不限于这种几何形状。导电材料的物理长度可使得所述导电材料具有等于在所选频率处的四分之一波长的奇数倍的电气长度。所述长度的导电材料的远侧面可紧靠远侧端盖的导电主体以提供电气连接。替代地，导电材料可与远侧盖的导电主体成整体，借此形成单个导电主体。
一对轴向延伸的绝缘管路410、415位于变换器部分409的相反侧上。一对绝缘管路将圈套器钢丝403传送至远侧端盖408，如以下更详细地论述。
在这个实施方案中，变换器部分409和一对轴向延伸的绝缘管路410、415封闭在保护性绝缘护套417中，所述保护性绝缘护套具有紧固(例如粘结)至远侧端盖408的近侧部分407的远侧末端和紧固(例如粘结)至固定轴套404的近侧末端。绝缘护套417可由聚四氟乙烯(ptfe)或聚醚醚酮(peek)等制成。这些材料也可以用来涂布端盖以防止组织粘连。也可以使用其他材料如聚对二甲苯n、c或d。
如以上提到的，同轴电缆411的外导体412终止于固定轴套404内。然而，电介质材料405和内导体406突出超过外导体412的远侧终点并且在绝缘护套417内侧轴向地延伸。电介质材料405终止于变换器部分409的远侧面处，而内导体406进一步突出超过电介质材料的远侧终点并且延伸至形成于变换器部分409的近侧面中的凹部中。在这个实例中，内导体406被焊接至所述长度的导电材料中的0.35mm直径孔中。
圈套器钢丝403具有固定至可移动轴套402的第一末端。圈套器钢丝403自可移动轴套402朝固定轴套404延伸并且穿过固定轴套404以进入远侧头组件419。圈套器钢丝403通过第一绝缘管路410延伸至第一通道413中以退出远侧端盖408。圈套器钢丝403在超过远侧端盖408的区部周围形成环(未示出)，优选地无尖环，并且随后经由第二通道414返回至远侧端盖408中。圈套器钢丝403通过第二通道414延伸至第二绝缘管路415中并且穿过第二绝缘管路415，直到所述圈套器钢丝到达固定轴套404。圈套器钢丝403具有物理地并且电气地连接的第二末端。在这种布置中，圈套器钢丝通过焊接接头416连接，然而连接可以通过卷曲、熔接或另一个装置，所述另一个装置确保至第二绝缘管路415的近侧末端处的固定轴套404的物理和电气连接。因为固定轴套404(或其一部分)电气地连接至同轴电缆411的外导体412，所以圈套器钢丝也电气地连接至同轴电缆411的外导体412。绝缘管路410、415的绝缘材料和通道413、414防止圈套器钢丝403接触设备的电气地连接至同轴电缆的内导体406的部分。
圈套器钢丝403由任何合适的导电材料如镍钛(也称为镍钛诺)制成，并且在这个实施方案中具有0.3mm的直径。在一些应用中，圈套器钢丝403由具有形状记忆性质的镍钛诺制成。在其他实例中，圈套器钢丝403可由铂、铂和铱合金，或镀金钨制成。圈套器钢丝403可镀有例如金或银，以减小圈套器钢丝的芯的电阻以便辅助微波信号的有效传播。具有0.3mm的直径的圈套器钢丝403在存在于绝缘管路410、415中时形成具有大约36欧姆的阻抗的传输线。
使用时，当可移动轴套402朝向固定轴套404滑动时，圈套器钢丝403通过固定轴套404并且增大自端盖408突出的圈套器钢丝403的长度。这具有增大圈套器环的半径的效应。同样地，滑动可移动轴套402远离固定轴套404减少自端盖408突出的圈套器钢丝403的量，借此减小圈套器环的半径。
如果圈套器钢丝403在焊料接头416处并且在所述圈套器钢丝进入远侧头组件时电气地连接至固定轴套404，则存在一对平行传输线，每一传输线具有大约72欧姆的阻抗。通过使用这个事实，可以选择绝缘引导件415和410的长度以提供四分之一波长变换器。
在一些实例中，圈套器钢丝403在任何点处未焊接至固定轴套404，实情为固定轴套404具有穿过所述固定轴套具有充分紧密的直径(例如0.3mm)使得圈套器钢丝403将处于与所述固定轴套电气接触而没有任何焊料的通道。在诸如这个实例的实例中，圈套器钢丝403可作为两个线股延伸，每一线股任择地通过环形402，所述两个线股可附接至共用推杆。
在这个实例中，变换器部分409中的所述长度的导电材料可为0.8mm厚、1.6mm宽，以及12.5mm长。变换器部分409的块体可由例如金属或塑料的任何合适的材料制成，只要自内导体406至端盖408形成导电路径。变换器部分409也应为相当刚性的，因为所述变换器部分充当设备的结构构件以抵抗压缩或压曲。所述变换器部分可在一定程度上为柔性的，以便有助于使设备沿着内窥镜检查通道通过。绝缘管路410、415可全部或部分地形成在所述长度的导电材料内。例如，所述长度的导电材料的侧边缘中的每一个中可形成有半圆柱形凹部。因此绝缘管路410、415可与所述长度的导电材料齐平。绝缘管路410、415可具有0.7mm的直径。
变换器部分409充当用于通过同轴电缆411传输的微波能量的四分之一波长变换器。变换器部分通过具有大致上为将要传输至组织中的微波辐射的波长的四分之一或所述四分之一的奇数倍的长度来进行这个操作。
微波能量(例如具有5.8ghz的频率)可自连接至同轴电缆411的近侧末端(例如在内窥镜外侧)的合适电外科发生器(未示出)输送至外科圈套器400。远侧端盖408的暴露导电部分充当微波天线(优选地辐射单极天线)以辐射自同轴电缆411供应至所述微波天线的微波能量。
使用时，圈套器环将环绕息肉蒂部，操作者随后通过移动推杆401远离固定轴套404来减小圈套器环的半径。随后息肉蒂部与盖408的传导部分107、207、306并且优选地盖408的切割沟槽103接触。在这个配置中，供应至外科圈套器400的微波能量可进入息肉蒂部，其中所述微波能量将促进凝血，因此辅助息肉蒂部的去除或防止原本将在仅使用机械动作时发生的出血。
自可移动轴套402至盖408的末端的外科圈套器400的总长度为近似17.2mm。
图5展示外科圈套器500的横截面图。外科圈套器500包含套筒508，所述套筒经由接头501连接至盖505。图5中所例示的盖505为图1a和1b中所示的盖100。
正如图4中所示的外科圈套器的情况，推杆507通过内窥镜的仪器通道自内窥镜的操作者末端延伸至外科圈套器500。然而，推杆507在这个实施方案中直接连接至圈套器钢丝503。圈套器钢丝503在套筒508内侧延伸，并且穿过接头501。圈套器钢丝503的最先通过接头501的部分510在接头501内可自由地移动。随后圈套器钢丝503延伸穿过盖505的通道509，直到所述圈套器钢丝自盖505自由地延伸。随后圈套器钢丝503通过进入盖505的第二通道504中形成圈套器环512。圈套器钢丝503的部分502经由熔接(这也可为卷曲或胶粘结)紧固在第二通道504内。在设备的其他实例中，可以使用其他固定装置：例如机械夹具或在通道504中形成锥部。因此，当推杆507朝向接头501移动时，增加可利用来形成圈套器环512的圈套器钢丝503的量，借此增大圈套器环512的半径。因此，使用时，息肉蒂部或类似组织可由圈套器环512环绕。随后操作者缩回拉杆507，这闭合圈套器环512，直到组织邻近盖505中的切割沟槽103。切割沟槽103的锋利边缘随后充当反作用表面，从而使组织能够被自周围肠壁切掉。
这个实施方案被称为“冷圈套器”，因为没有微波能量被提供至外科圈套器，并且其通过单独机械作动作作用来去除组织。虽然在图5中未示出，但是可能将如以上所论述的可移动轴套使用于这种设备中。在一个实施方案中，可缩回环的两个末端可附接至可移动轴套。这种布置可防止环在延伸和缩回期间扭转。在另一个实施方案中，可缩回环的一个末端附接至可移动轴套，并且另一端固定于例如端盖中。可移动轴套可位于接头501后面。也可能在这个实施方案中使用在两个末端处附接至推杆507的圈套器钢丝503，即附接至推杆507的圈套器钢丝503的两个线股，这种机构可结合以上所描述的可移动轴套使用。
图6a展示为本发明另一个实施方案的俯视横截面外科圈套器600。在这个实施方案中，外科圈套器600包含绝缘套筒611，所述绝缘套筒包围同轴电缆610。同轴电缆610具有外导体601、内导体607，以及将内导体和外导体分离的电介质612。外导体601在通过接地环形602之后，并且在接头603之前终止。电介质612和内导体607延伸超过外导体601的终点，邻近于接头603终止。随后内导体607延伸至远侧端盖606中。在这个实施方案中端盖606为图1a和1b中所示的那种端盖，使得内导体607延伸至盖606的内导体凹部106中。因此内导体607电气地连接至盖606的导电尖端107。图6b展示外导体601与接地环形602之间的弹簧叶片连接。在这里，接地环形602经由弹簧叶片623连接至外导体601。这些弹簧叶片623优选地由导电材料制成，以帮助确保接地环形602与外导体601之间的良好电气接触。
接地环形602连接(例如通过焊接、卷曲或熔接)至外导体601，并且连接至圈套器钢丝615的第一末端614以将圈套器钢丝615的这个部分614固定于适当位置。如以上所论述，弹簧叶片等可用来确保进行良好电气接触。因此，圈套器钢丝615电气地连接至同轴电缆610的外导体601。推杆609也存在，并且也通过内窥镜的仪器通道自内窥镜的操作者末端延伸至外科圈套器500。推杆609直接连接至圈套器钢丝615的第二末端。圈套器钢丝615的部分608通过接地环形602延伸至推杆609。与圈套器钢丝615的第一末端614相反，这个部分608在接地环形602内自由地移动。随后圈套器钢丝615延伸穿过盖606的第一通道613。随后圈套器钢丝615自盖606自由地延伸，以便通过延伸穿过盖606的第二通道605形成圈套器环604。
因此，使用时，推杆609可如关于图5所论述地向前或向后移动以增大或减小圈套器环604的半径。然而，与图5的实施方案相反，除了机械动作之外，外科圈套器600还可以利用微波能量。微波能量可经由同轴电缆610提供，使得内导体607和盖606的导电尖端107可将微波能量辐射至生物组织中。导电的尖端107优选地充当单极天线，以便辐射通过同轴电缆610供应的微波能量。
绝缘套筒611可为多管腔管，所述多管腔管被布置来在第一纵向通路621中传送推杆609或圈套器钢丝，所述第一纵向通路与第二纵向通路622分离以用于通过合适的分隔620传送同轴电缆610。
图7描绘如图4中所示的外科圈套器在圈套器环、同轴电缆以及绝缘套筒出于清晰性省略的情况下的代表性模型700。所述模型使用cstmicrowave
图8为图7中所示的模型外科圈套器700的横截面侧视图(其中圈套器环超过所述模型外科圈套器的远侧末端处于适当位置)，展示进入息肉蒂部801中的功率损耗密度。息肉蒂部801被模型化为具有5mm的直径和自1mm厚的组织基底2mm的高度的圆柱。圈套器环为近似4mm宽和5mm长。已经沿着外科圈套器700的中间截取横截面。圈套器环缠绕在息肉蒂部801周围并且切割至息肉蒂部801中。息肉蒂部801连接至肠管壁802，但是两者都模型化为肝组织，即具有高血液含量。在模拟中使用的肝的介电性质如下：
血液的平均比热容为3617j/kg·℃(范围自3300j/kg·℃至3900j/kg·℃)并且血液的平均密度为1050kg/m3(范围自1025kg/m3至1060kg/m3)。因此，血液的平均比热容为大约3.6j/(g·k)，并且组织的密度为约1050kg/m3＝1.05g/cm3，使得组织的体积热容为约3.6j/(g·k)×1.05g/cm3＝3.78j/(k·cm3)。
圈套器环内的息肉蒂部801对于模型化的1w输入功率具有范围自大约83.3-123dbm/m3(0.213-1995w/cm3)的功率吸收。在图8中，最接近于端盖的区部804指示112dbm/m3至118dbm/m3(158-630w/cm3)的功率吸收，所述功率吸收对应于41.8k/s至167k/s的温度增加。区部806表示区部804的大约十分之一的功率吸收，因此指示4.2k/s至16.7k/s的温度增加。存在于端盖处并且存在于环的远侧部分处的区部808表示区部806的大约三分之一的功率吸收，因此指示1.4k/s至5.6k/s的温度增加。
图9为图8中所描绘的场景的俯视横截面图并且展示环的平面中的功率损耗密度。可看出，所输送功率集中在反作用表面处并且集中在圈套器环的远侧区部的内侧边缘上。这意味，当圈套器环在所捕获组织周围关闭时，自相反方向供应能量。进入息肉蒂的后部(即最远离远侧头组件的部分)中的功率损耗为高达109dbm/m3，这个功率损耗帮助圈套在环内的息肉蒂的整体加热。
图10为展示外科圈套器700的回波损耗的曲线图。曲线图表示s11参数和因此在输入端口处反射的功率。这描述了功率中的多少在系统中未利用。如可看出的，在大约-12.8db的5.8ghz处存在急降，所述急降指示功率的大约5％被反射。急降的频率可通过调整变换器部分409中的所述长度的导电材料来调谐。用于这个曲线图的长度为12.5mm。
图11a和11b分别展示替代性配置中的对应于第一或第二实施方案的圈套器1101的部分的俯视图和端视图。在这种配置中，圈套器环1102缩回至接近完全缩回位置，即圈套器环1102极其接近于端盖，使得所述圈套器环环绕与其他非缩回配置相比的极小区域。图11a例示自圈套器环1102向外辐射的电磁场1103。在这种配置中，圈套器环1102被激发(即馈送如以上所论述的电磁能量)以使肠中或蒂正被去除的区域周围的血管凝固。在这种配置中，圈套器也可以用作通用止血器以帮助凝血。圈套器也可以用来在切除之前标出无蒂肿瘤周围的区部，并且堵住gi道中和其他地方的出血。
图12为图11a和11b中所示的配置中的模型圈套器1203的侧横截面图并且展示圈套器环1202的平面中的功率损耗密度。圈套器环1202交叉模拟息肉1201的一小部分，从而模拟圈套器环1202被用作微波能量的点施用器的情形。可看出，输送功率集中在圈套器环1202周围并且向外辐射至息肉蒂部1202中。在这种配置中，吸收至局部组织1204中的功率存在轻微增加。
图13为展示进入息肉蒂部中的外科圈套器的回波损耗的曲线图(所述回波损耗以肝的介电性质模型化)。曲线图表示s11参数和因此在输入端口处反射的功率。这描述了功率中的多少在系统中未利用。在5.8ghz处，s11参数为-3.6db，这指示功率的大约44％被反射。
当环完全缩回至反作用表面(盖)中时，将形成辐射圆顶或圆柱并且设备也可以用作通用止血器。
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