用于递送RF和微波能量的电外科探针的制作方法

本发明涉及一种用于将射频和微波能量递送到生物组织以便消融靶组织的电外科探针。具体地，探针被构造成可穿过可被操纵进入肺中的支气管镜或导管的通道插入，例如以消融肿瘤、病变或肌瘤并且治疗哮喘。

发明背景

由于支气管树的小尺寸，尤其是朝向小结节可能形成的外围区域，接近肺肿瘤是本来是很困难的。这已经导致许多治疗选项被采用，诸如化学疗法(靶向药物、抗癌药品(化疗剂))、放射疗法(递送电离辐射)、外科手术(侵入性的并且微创性的)和rf/微波消融。外科手术涉及全肺切除术(移除一个肺)、肺叶切除术(移除肺叶)、袖状肺叶切除术(切除肺叶以及附接到肺叶的一部分支气管)、楔形切除术(移除肺的楔形部分)以及肺段切除术/肺段切除(切除特定肺段)。

已知使用发射微波的探针来治疗肺和其他身体组织中的各种病症。例如，在肺中，微波辐射可用来治疗哮喘并且消融肿瘤或病变。

市场上现有的微波消融装置被设计成经皮插入。然而，这类装置难以经皮定位到移动的肺中，这可能导致并发症，诸如气胸和血胸(分别是胸膜腔内的空气和血液)。

使用探针将能量递送到靶组织是优选的，因为辐射部分可定位成靠近靶部位，并且因此可将高比例的功率传输到靶部位并且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并且增加了效率。

通过微创手术进行有效的肺癌治疗是减小肺癌患者的死亡率并且减小术中和术后并发症发生率所需要的。探针可以通过腹腔镜手术、开腹手术或穿过身体中的通道(诸如气道)插入组织中。最低侵入性方法是使用身体中的通道，并且这减少了手术给患者带来的紧张。导管或支气管镜可用来帮助将器械引导到靶部位，并且所使用的机构的一些实例在us2009/306644中给出。

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

可以使用辐射部分的各种设计，诸如在us2014/046174中所述的在远侧端部上具有辐射部分的同轴电缆和us2013/324995的能量递送装置。

发明概述

最一般地，本发明提供一种能量递送系统，所述能量递送系统可使消融能够在电磁导航支气管镜检查(enb)器械的远侧端部处执行。enb系统能够接近常规支气管镜所无法到达的肿瘤，但通常用于位置标记和活检过程。例如，通常使用成像系统将enb导管导航到气道中，并且然后一旦临床医生知道组织肿块的位置就引入活检工具来进行组织活检，因此活检是结节或肿瘤肿块的可信度很高。

电外科治疗(尤其是组织消融)在这种环境中具有挑战性，因为难以通过器械中可用的窄直径递送足够的功率而不会有随之而来的造成不良效应的损耗(例如，由于器械沿其长度变得太热)。

能量损耗是一个问题，因为可用于传送能量的空间较小。典型的enb器械软管或导管的器械通道通常等于或小于2.0mm。

本文的公开内容呈现了许多基于同轴的能量递送构型(例如具有远侧辐射部分的同轴电缆)，这些能量递送构型可使用rf和微波的组合，方式为实现所需的消融效应，同时最小化或消除由能量损耗引起的不良效应。因此，本发明可提供一种组织消融器械，所述组织消融器械能够被引入enb设备的引导导管中，使得它可通过肺内的复杂气道进行操纵(即，进入支气管树并且到达支气管)。

组织消融器械可包括同轴电缆和远侧端部组件，所述同轴电缆和远侧端部组件都具有等于或小于1.9mm，理想地是1.6mm或更小，或者甚至1.5mm或更小的最大外径。一旦已经对结节或肿块进行定位以消融组织肿块，这一几何结构就可以配合到enb导管中。可能的程序可包括：(i)引入enb导管，(ii)获取活检样本，(iii)立即评估样本组织结构(当导管保持在适当位置时)，以及(iv)如果需要治疗，那么引入组织消融天线并且执行消融。另一种可能的程序是无论何时识别出结节都进行消融，即，不管结节是非癌性的还是癌性的都进行消融。

本文还公开了多个rf/微波能量递送分布，所述多个rf/微波能量递送分布可与本发明一起使用，即，所述多个rf/微波能量递送分布被设计来最小化或消除能量损耗，同时提供足够的能量以实现组织消融。能量递送分布可基于检测的组织阻抗或(例如，在没有组织阻抗信息的情况下)可包括预定的(即，预先固定的)能量递送模式，例如包括rf能量和微波能量或两者的组合的交错时间段。

在本说明书中可广泛使用“微波”来指示400mhz至100ghz的频率范围，但优选地是1ghz至60ghz的范围。已经考虑的特定频率是：915mhz、2.45ghz、3.3ghz、5.8ghz、10ghz、14.5ghz和24ghz。装置可递送超过这些微波频率中的一个的能量。相比之下，本说明书使用“射频”或“rf”来指示至少低三个数量级的频率范围，例如最多300mhz，优选地是10khz至1mhz。

根据本发明，提供一种用于将射频(rf)能量和微波能量递送到肺组织中的电外科设备，所述电外科设备包括：生成器，所述生成器用于单独地或同时生成rf能量和微波能量；电外科器械，所述电外科器械包括：同轴电缆，所述同轴电缆连接到生成器并且被布置来传送rf能量和微波能量，所述同轴电缆具有内导体、外导体和将内导体和外导体间隔开的电介质材料；以及辐射末端部分，所述辐射末端部分设置在同轴电缆的远侧端部处以从同轴电缆接收rf能量和微波能量，其中辐射末端部分包括电连接到内导体的第一导电元件和与内导体电隔离的第二导电元件，其中第一导电元件和第二导电元件被布置来充当：用于将rf能量递送到包围辐射末端部分的组织中的有源电极和返回电极，以及用于作为局部微波场辐射微波能量的天线，并且其中电外科器械可穿过电磁导航支气管镜的可操纵器械软管的器械通道插入。因此，本发明提供一种电外科器械，所述电外科器械的尺寸被设计成与enb导管配合并且能够将rf能量和微波能量递送到生物组织。因此，单一器械可用来使用合适的递送介质(例如，rf或微波，这取决于组织的阻抗)来递送所需量的功率，从而可在先前不可能进行微创消融治疗的肺的区域中实现组织消融。

本发明的设备可包括电磁导航支气管镜，所述电磁导航支气管镜具有用于非经皮插入患者的肺中的可操纵器械软管，所述器械软管具有沿其长度延伸的器械通道。

为了操作灵活并且进入器械软管的远侧端部，同轴电缆和辐射尖端部分可以具有等于或小于1.9mm，优选等于或小于1.6mm的最大外径。

传送微波能量的部件可被设计来尽可能地最小化损耗。例如，同轴电缆可以被布置来例如通过合适的选择或材料和几何形状而在传送微波能量时表现出2db/m或更小的损耗。

将能量从生成器递送到器械的方式也可能影响损耗的效应。生成器可因此被布置来根据能量递送分布递送rf能量和微波能量以在辐射末端部分处引起组织消融。能量递送分布可以是一种数据结构，所述数据结构规定rf能量和微波能量的量值、持续时间和其他参数，以确保将所需的量或功率或能量递送到组织中或确保实现某种组织效应(例如在某个体积内的消融)。

能量递送分布可包括仅由rf能量组成的初始部分。在治疗开始时，组织的阻抗使它易受rf发热的影响。初始的消融体积可使用rf能量来实现。这是有利的，因为同轴电缆可在对应于rf能量的频率下表现出可忽略不计的损耗。

能量递送分布可包括微波消融部分，所述微波消融部分包括脉冲式微波能量，例如其中微波能量包括由一系列切断部分间隔开的一系列接通部分，在所述一系列接通部分中递送微波能量，在所述一系列切断部分中不递送微波能量。在切断部分期间，来自电缆的损耗是可忽略不计的，这可以为消散损耗的能量(热量)给出时间。可在切断部分中的一个或多个中递送rf能量以维持消融体积。

生成器可被布置来检测在辐射末端部分处的组织阻抗。能量递送分布基于检测到的阻抗可以是可调整的。例如，能量递送分布可包括仅由rf能量组成的第一部分，之后是包括微波能量的第二部分。生成器可被布置成当确定组织阻抗超过预定阈值时切换到第二部分。然而，可能不需要监测组织阻抗。能量递送分布可具有固定的参数，例如持续时间、功率等级等。

能量递送分布可包括其中递送微波能量的部分，生成器被布置来以对应于rf能量的频率调制微波能量。这可减少来自电缆的损耗的效应，同时维持装置远侧端部处的消融效应。

第一导电元件可包括内导体延伸超过外导体的远侧端部的一段，第一导电元件沿其长度由电介质材料包围。这一结构形成用于微波能量的偶极天线。第二导电元件可以是外导体的远侧端部，并且可形成用于rf能量的返回电极。

第一导电元件和第二导电元件可在辐射末端部分中形成一个或多个周向辐射缝隙。每个缝隙可以是移除的外导体的条带，其中电介质材料被暴露出来。可围绕圆周的全部或一部分移除外导体。为了提供球形消融体积，优选的是缝隙围绕整个圆周。

在一个实例中，第一导电元件和第二导电元件可在辐射末端部分中形成多个周向辐射缝隙，所述多个辐射缝隙包括：近侧缝隙，所述近侧缝隙的长度是微波能量在电介质材料中的波长的约十分之一；远侧缝隙，所述远侧缝隙的长度是微波能量在电介质材料中的波长的约十分之一；以及处于近侧缝隙与远侧缝隙之间的中间缝隙，所述中间缝隙的长度是微波能量在电介质材料中的波长的约四分之一。也可以使用其他缝隙构型。

辐射缝隙可与偶极型辐射体组合使用。例如，第一导电元件可在辐射末端部分的远侧区域中延伸超过第二导电部分的远侧端部。可替代地，第一导电元件和第二导电元件都可延伸超过缝隙的远侧边缘，到达辐射末端部分的远侧面。

第一导电元件可在辐射末端部分的远侧面处暴露出来，例如以形成有源电极，和/或与第二导电元件的远侧边缘形成辐射结构。

器械可包括可打开和关闭以收集活检样本的一对钳口。第一导电元件和第二导电元件可被并入，例如，成为所述一对钳口的一部分或安装在所述一对钳口上。

附图简述

以下参考附图论述本发明的实施方案，在附图中：

图1是示出用于与作为本发明的实施方案的电磁导航支气管镜检查设备一起使用的肺消融系统的示意图；

图2是穿过可与本发明一起使用的支气管镜检查器械软管的器械软管的示意性剖视图；

图3是穿过适合于在本发明中使用的消融器械的剖视图；

图4是示出来自图3的器械的模拟功率损耗的图；

图5是穿过适合于在本发明中使用的另一个消融器械的剖视图；

图6是穿过适合于在本发明中使用的另一个消融器械的剖视图；

图7是穿过适合于在本发明中使用的另一个消融器械的剖视图；

图8a是当处于闭合/缩回构型时穿过适合于在本发明中使用的组合式活检和消融器械的剖视图；并且

图8b是当处于打开/伸出构型时穿过图8a的器械的剖视图。

详述；其他选项和优选项

图1是完整的电外科系统100的示意图，所述电外科系统100能够将微波能量和流体(例如，冷却流体)供应到侵入性电外科器械的远侧端部。系统100包括用于可控制地供应射频(rf)和微波能量的生成器102。用于这个目的的合适的生成器在以引用的方式并入本文的wo2012/076844中进行了描述。生成器可被布置来监测从器械接收回来的反射信号，以便确定用于递送的适当功率等级。例如，生成器可被布置来计算在器械的远侧端部处查到的阻抗以便确定最佳的递送功率等级。生成器可被布置来以一系列脉冲递送功率，所述一系列脉冲被调制以匹配患者的呼吸周期。这将允许功率递送在肺泄气时发生。

生成器102通过接口电缆104连接到接口接头106。接口接头106也被连接来从流体递送装置108(诸如注射器)接收流体供应107。如果需要，接口接头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进行操作，例如以控制一根或多根控制线或推杆(未示出)的纵向(前后)移动。如果存在多根控制线，那么在接口接头上可存在多个滑动触发器以提供完全控制。接口接头106的功能是将来自生成器102、流体递送装置108和器械控制机构的输入组合到从接口接头106的远侧端部延伸的单一柔性轴112中。

柔性轴112可穿过支气管镜114的器械(工作)通道的整个长度插入，所述支气管镜114在本发明中优选地是电磁导航支气管镜检查(enb)系统(例如像covidien的导航系统)的一部分。

支气管镜114包括主体116，所述主体116具有多个输入端口和一个输出端口，器械软管120从所述输出端口延伸。器械软管120包括包围多个内腔的外护套。多个内腔将各种东西从主体116传送到器械软管120的远侧端部。多个内腔中的一个是上文论述的器械通道。其他内腔可包括用于传送光学辐射的通道，例如以在远侧端部处提供照明或者收集来自远侧端部的图像。主体116可包括用于观察远侧端部的目镜122。为了在远侧端部处提供照明，可通过照明输入端口126将光源124(例如，led等)连接到主体116。

柔性轴112具有远侧组件118(在图1中未按比例绘制)，所述远侧组件118的形状被设定成穿过支气管镜114的器械通道并且在支气管镜的管的远侧端部处伸出(例如，在患者体内)。远侧端部组件包括用于将射频和/或微波能量递送到生物组织中的有源末端。

下文论述的远侧组件118的结构可具体地被设计来与enb系统一起使用，由此，远侧组件118的最大外径等于或小于2.0mm，例如小于1.9mm(并且更优选地是小于1.5mm)，并且柔性轴的长度可等于或大于1.2m。

主体116包括用于连接到柔性轴的功率输入端口128，所述功率输入端口128包括能够将来自生成器102的射频和微波能量传送到远侧组件118的同轴电缆(例如常规同轴电缆)。物理上能够配合到enb装置的器械通道中的同轴电缆可在具有以下外径的情况下可用：1.19mm(0.047”)、1.35mm(0.053”)、1.40mm(0.055”)、1.60mm(0.063”)、1.78mm(0.070”)。也可以使用定制大小的同轴电缆(即，定制的)。

如上文所论述，希望能够控制器械软管120的至少远侧端部的位置。主体116可包括控制致动器130，所述控制致动器130通过延伸穿过器械软管120的一根或多根控制线(未示出)机械地联接到器械软管120的远侧端部。控制线可在器械通道内或在它们自己的专用通道内行进。控制致动器130可以是杆或可旋转旋钮，或任何其他已知的导管操控装置。器械软管120的操控可以是软件辅助的，例如使用从计算机断层摄影(ct)图像组装而成的虚拟三维图。

图2是沿着器械软管120的轴线的视图。在这个实施方案中，在器械软管120内存在四个内腔。最大的内腔是器械通道132。其他内腔包括相机通道134和一对照明通道136，但是本发明不限于这一构型。例如，可能存在例如用于控制线或流体递送或抽吸的其他内腔。

本发明试图提供可在enb系统导管的远侧端部处执行组织消融的器械。为了减少副作用并且使器械的效率最大化，传输天线应尽可能靠近靶组织。理想地，器械的辐射部分在治疗期间位于肿瘤内部(例如，肿瘤的中心处)。为了到达肺内的靶部位，将需要引导器械通过气道并绕过障碍物(诸如声带)。这意味着器械将理想地是柔性的并且具有小的横截面。具体地说，器械在天线附近应是非常柔性的，在所述天线附近它需要沿可能是窄的和卷绕的支气管进行操纵。器械的天线部分的大小也应该减小以在可能的情况下允许天线在小的位置中适当地工作，并且当天线的部件是刚性的时增加器械的柔性。

下文的描述呈现了适合于在所描述的远侧组件118中使用的多个天线构型。还公开了许多能量递送分布。应理解，能量递送分布中的任一个可与天线结构中的任一个一起使用，并且所有可能的组合都被理解为是本文所公开的。

在以下描述中，除非另有说明，否则部件的长度是指它在平行于同轴电缆/器械软管的纵向轴线的方向上的尺寸。

图3是在本发明的实施方案中用作远侧组件118中的辐射体的电外科器械200的远侧端部的剖视图。电外科器械200包括同轴电缆202，所述同轴电缆202在其近侧端部处连接到电外科生成器(未示出)以便传送射频(rf)和微波能量。同轴电缆202包括内导体206，所述内导体206通过第一电介质材料210与外导体208间隔开。同轴电缆202优选地是对于微波能量有低损耗。扼流圈(未示出)可设置在同轴电缆上，以抑制从远侧端部反射的微波能量反向传播并且因此限制沿装置向后发热。

装置可在远侧端部处包括温度传感器。例如，在图3中，热电偶230安装在外导体上以将指示器械的远侧端部处的温度的信号传输回到近侧端部。

可使用其他用于温度监测的技术。例如，物理构型对温度敏感的一个或多个微机械结构可以安装在装置的远侧部分中，例如安装在下文论述的外护套中或上。这些结构可与光纤对接，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在其远侧端部处终止于辐射末端区段204。在这个实施方案中，辐射末端区段204包括内导体206的远侧导电区段212，所述远侧导电区段212在外导体208的远侧端部209前面延伸。远侧导电区段212在其远侧端部处被由第二电介质材料形成的电介质末端214包围，所述第二电介质材料可以与第一电介质材料210相同或不同。电介质末端214的长度比远侧导电区段212的长度短。

同轴电缆202和辐射末端区段204可具有在它们的最外表面之上形成的生物相容性外护套(未示出)。外护套218可由生物相容性材料形成。

电介质末端214可具有任何合适的远侧形状，例如穹顶形状、圆柱形、圆锥形等中的任一个。光滑的穹顶形状可以是优选的，因为当它通过小的通道被操作时增加了天线的移动性。

图4示出对具有图3所示构型的天线的吸收模式的模拟的纵向横截面。

在治疗期间，周围组织吸收辐射的能量。能量被递送到其中的组织的体积取决于微波能量的频率。

图5是在本发明的另一个实施方案中用作远侧组件118中的辐射体的电外科器械220的远侧端部的剖视图。与图3有共同之处的特征被给予相同的参考数字并且不再进行描述。

在图5中，辐射末端区段204包括三缝式天线(three-slotantenna),所述天线是通过将外导体208从三个周向区域222、224、226移除以留下暴露的电介质的三个区段来形成的。三个周向区域(在本文中也称为“缝隙”)222、224、226通过短的同轴区段228、232间隔开。最远侧的缝隙226从器械220的远侧末端后置，由此，器械终止于同轴区段234。近侧缝隙222和远侧缝隙226的长度大致上等于微波能量在电介质材料214内的波长的十分之一。中间缝隙224的长度大致上等于微波能量在电介质材料214内的四分之一波长。缝隙的间隔距离(即，同轴区段228、232和234的长度)大致上等于微波能量在电介质材料214内的四分之一波长。

图6是在本发明的另一个实施方案中用作远侧组件118中的辐射体的电外科器械240的远侧端部的剖视图。与图3有共同之处的特征被给予相同的参考数字并且不再进行描述。

在图6中，辐射末端区段204包括组合式偶极和缝隙天线。这是为了使功率损耗密度分布更为球形并且减少沿着同轴电缆的外部表面的向后发热。辐射缝隙242是通过将外导体208从周向区域移除以使电介质材料暴露来形成的。缝隙242通过短的同轴区段246与远侧末端区段244间隔开，在所述远侧末端区段244中外导体也被移除。远侧末端区段244起作用的方式与图3中所示的实施方案的整个辐射末端区段204相同。

缝隙242的长度大致上等于微波能量在电介质材料214内的波长的十分之一。缝隙242与远侧末端区段244之间的间隔距离(即，同轴区段246的长度)大致上等于微波能量在电介质材料214内的四分之一波长。

图7是在本发明的另一个实施方案中用作远侧组件118中的辐射体的电外科器械250的远侧端部的剖视图。与图3有共同之处的特征被给予相同的参考数字并且不再进行描述。

在图7中，辐射末端区段204包括单缝式天线和辐射远侧端面。这一构型表现出非球形功率损耗密度分布，这表明不同形状的功率损耗密度分布可通过使辐射末端区段的几何结构发生变化来产生。

在图7中，辐射缝隙252是通过将外导体208从周向区域移除以使电介质材料暴露来形成的。缝隙252通过短的同轴区段254与器械的远侧端面256间隔开，所述同轴区段254与远侧端面256齐平地终止。

本发明的消融天线可并入到活检工具中。利用这种组合，组织采样和消融的功能可由单一器械提供，这可以加速手术。

图8a和图8b示出组合式活检和消融器械的实例。图8a示出在本发明的另一个实施方案中用作远侧组件118中的辐射体的远侧钳口组件300的剖视图的示意性表示。远侧钳口组件300从器械软管120的远侧端部伸出。由器械软管120传送的同轴电缆304包括内导体306、外导体308和将内导体306与外导体308间隔开的电介质材料310。在同轴电缆304的远侧端部处设置一对钳口312a、312b。所述一对钳口312a、312b例如通过在所述一对钳口312a、312b的近侧端部处的铰链314可枢转地彼此连接。所述一对钳口312a、312b形成壳体，所述壳体包封一定体积以用于收集生物组织样本。在这个实施方案中，壳体类似菱形，但实际上对壳体的形状并没有限制。所述一对钳口的可枢转功能性用来使钳口能够分开以形成通往所述体积的入口，所述入口面向钳口组件的远侧端部(参见图8b)。所述一对钳口312a、312b中的每一个包括导电外壳(例如由金属(诸如铜、银、金或铝)制成)。在一个实例中，导电外壳由在其外表面上电镀有银或金的不锈钢形成。内不锈钢层比外电镀层具有更低的导热性，这改善了内部体积与外表面之间的热障，以确保组织样本不会由于发热而受损。在图8a所示的实施方案中，所述一对钳口312a、312b中的每一个包括薄的热绝缘层318。这一层可由具有低导热性的材料制成。例如，可使用塑料材料，诸如聚苯乙烯。可将热绝缘层318形成(例如，粘结或以其他方式固定)到对应的导电外壳的内表面。可替代地，可首先模制热绝缘层并且使镀金属层或电镀层在其上形成以提供导电壳体。在这个实施方案中，所述一对钳口312a、312b中的每一个形成敞开的杯状结构，所述敞开的杯状结构在它们的敞开边缘处彼此相对。所述一对钳口312a、312b的相对边缘316可具有锯齿状或锯齿形轮廓。相对边缘316被布置成当钳口组件处于闭合构型时配对(即，配合在一起)。沿边缘可能存在沟槽以确保在钳口内部存在场，即，这将形成em垫圈或密封件以防止微波场进入包含在其中的组织，这可能导致组织发热。导电外壳在闭合构型中被电连接。这意味着导电材料的壳体可充当法拉第笼，以防止或抑制当远侧钳口组件闭合时电场(具体地，来自从同轴电缆供应的能量的微波场)存在于包封的体积内。

为了防止电场穿过所述一对钳口312a、312b的导电外壳，形成这些壳体的导电材料在由同轴电缆传送的微波能量的频率下的厚度是材料的至少三个趋肤深度，理想地，这将是五个趋肤深度或更大。

所述一对钳口312a、312b的导电外壳例如通过延伸穿过铰链314的连接件电连接到同轴电缆304的内导体306。

远侧钳口组件300还包括滑动套筒320，所述滑动套筒320可相对于同轴电缆304轴向移动，以使远侧钳口组件300在闭合构型与打开构型之间改变。滑动套筒320安装在同轴电缆304周围并且安装在器械软管120内。在替代性实施方案中，套筒可以是馈电电缆本身的一部分，即，馈电电缆可相对于其内的同轴电缆是可缩回的。滑动套筒的近侧端部连接到推杆322，所述推杆322向内侧延伸穿过器械软管并且可由上文论述的拉动触发器110控制。

外套筒320包括外导电层和内电介质层324。内电介质层324邻接所述一对钳口312a、312b的外表面并且使所述一对钳口312a、312b与外导电层电绝缘。外导电层通过连接部分326电连接到同轴电缆304的外导体308，所述连接部分326在与所述一对钳口312a、312b空间上间隔开的区域中延伸穿过内电介质层324。

在这个实施方案中，例如通过在铰链314中包括弹簧来将所述一对钳口312a、312b远离彼此偏置，因此它们被压靠在滑动套筒320上。因此，当滑动套筒相对于所述一对钳口312a、312b在近侧方向上(图8a中向左)滑动时，所述一对钳口312a、312b在偏置力的影响下从套筒伸出并且打开以允许进入包封的体积。通过向所述一对钳口312a、312b的外壳提供合适的外轮廓来控制移动的性质。

图8b示出当处于打开构型时，即，当套筒320已经向近侧滑动以使所述一对钳口312a、312b暴露时，图8a所示的远侧钳口组件的示意性表示。所述一对钳口212a、212b因此打开以接收生物组织的样本。

在使用中，装置在处于关闭构型时被插入到治疗(样本提取)位置中。一旦就位，就可使套筒220缩回以打开所述一对钳口212a、212b。当打开的钳口抵靠组织的所需部分来定位时，将套筒320向远侧推动到钳口之上，这因此抓取并且移除生物组织的样本。所述一对钳口312a、312b的相对边缘可被锐化以改善切割的有效性。一旦组织样本被移除并且包封在钳口的壳体内，就通过同轴电缆供应微波能量以使在样本被移除之后留下的出血表面凝结。由套筒的外导电层和所述一对钳口发射的微波场在下文更详细地论述。由于闭合的钳口充当法拉第笼并且微波场的穿透深度与壳体的厚度相比是可忽略不计的，因此保护样本免受微波场影响，并且因此避免了不良的组织效应。

温度传感器328(例如，微型热电偶等)可安装在包封体积内部以监测组织样本的温度。温度传感器328可通过线330连接到外部处理器，所述线330可延伸穿过铰链314并且沿馈电电缆的内部延伸。当需要微波凝结或消融时，温度传感器也可连接到外钳口或壳体以测量组织的温度。

早期诊断和治疗对于从肺癌中存活至关重要。上文描述的器械构型用于与微创enb手术一起使用以进行早期肺癌的检测和诊断。然而，通过这种小电缆递送微波本质上是有损耗的。在本发明中，通过设计能量递送电缆(具体地，在器械软管内)以在递送微波能量(例如，以5.8ghz)时将损耗限制为2db/m来解决这个问题。

用于将微波辐射递送到靶部位的电缆应该是低损耗的，具有小的横截面并且是柔性的。电缆应该是低损耗的以避免在治疗期间发热，并且使得在远侧端部处存在足够的功率以从天线产生所需的辐射。

优选的电缆类型是同轴电缆，所述同轴电缆由被电介质护套轴向包围的内导体制成，所述电介质护套进而被外导体轴向包围。由这种电缆产生的天线中的辐射部分可由从同轴电缆的外导体的端部伸出的一段内导体和电介质护套制成。

尽管如此，即使利用低损耗电缆，也认识到可用于在远侧端部天线处进行消融的功率将受到限制。为了解决这个问题并且使得能够执行可重复的且一致的消融，可在递送rf能量和微波能量的组合的情况下使用上文论述的器械。

上文论述的天线可用来初始地递送rf能量。rf能量可在正常的(即，相对较低的)组织阻抗下有效地消融组织。在消融手术开始时使用rf能量的优点在于，几乎没有因能量损耗而产生的不利影响。rf能量引起的电缆发热量可忽略不计。在这一初始阶段期间，当组织阻抗较低时，上述器械可递送rf能量以在远侧末端周围产生具有大约5mm半径的消融区的消融球体。

随着消融继续进行，组织阻抗升高并且rf能量变得不太有效。在这个阶段，微波能量对于执行组织消融可能仍然有效。因此，能量递送分布可包括微波能量，使得消融区可以随着组织阻抗改变而继续增长。然而，一般来说，本文使用的能量递送分布试图使由rf能量实现的消融的量最大化，而没有与递送微波能量相关联的损耗。

存在多种方式使能量递送分布可适于包括微波能量。然而，由于正是微波能量可引起因损耗而产生的不利影响，因而希望将微波能量以最小化能量损耗的方式并入到能量递送分布中。

在一个实例中，可测量组织阻抗并且可在检测到组织阻抗已经超过某个阈值之后接通微波能量。

可能不必检测组织阻抗。例如，在一些实施方案中，可以预定的基于时间的分布来递送rf和微波能量。在一个简单的实例中，可在初始时间段(例如，1至5分钟)内递送rf能量，之后是当前的微波能量递送时间段以增加消融大小。

在上文的实例中，当递送微波能量时，它可以减轻能量损耗的影响的方式进行。例如，也可通过器械软管或在外冷却护套中递送冷却流体。可替代地或另外，微波能量可以是脉冲式的，即，在由没有微波能量被递送的窗口(切断时间段)间隔开的预置窗口(接通时间段)中递送。具有切断时间段为沿电缆损耗的能量消散提供了一定的恢复时间。在另一个实例中，可用9％的占空比(例如，由10ms接通部分和100ms切断部分组成的110ms的时间段)递送微波能量。占空比可小于9％，例如5％。

为了在切断时间段期间维持消融效应，器械可被布置来在切断时间段期间递送rf能量。换句话说，rf能量和微波能量可以是交错的。在一些实施方案中，可连续地施加rf能量，而微波能量是脉冲式的。

可以不同的功率等级递送微波能量。例如，一个微波能量递送分布可包括在100w下2秒的初始接通时间段，之后是在10w下100秒的后续接通时间段。这一分布以前端加载的方式将1200j递送到系统中。递送的总能量可影响消融区大小。在另一个实例中，可使用类似的前端加载分布来递送370j，所述前端加载分布例如包括在10w下5秒的初始接通时间段，之后是在4w下80秒的后续接通时间段。

在另一个实例中，可以rf能量的频率来调制微波能量，即，微波场的振幅可以随时间变化。这可使rf场和微波场的效应能够组合起来。

用于减少损耗和电缆发热的其他考虑因素可涉及调适器械的物理特性。例如，用于能量递送的同轴电缆可以被定制成具有更适合于低损耗能量递送的特性阻抗。天线可以被构造来限制反射功率，或者可以具备扼流圈以防止护套电流。然而，这类定制可能不是实现所需的能量损耗减少的经济的方式。