消融针组件及消融系统的制作方法

本发明涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种消融针组件及消融系统。

背景技术：

现有技术中，对于肝脏、肾脏、软组织等部位的肿瘤诊断，可以通过活检针穿刺至病变位置，并获取部分病变位置的少量组织，再进行病理学分析。对于这类病变部位的治疗，则可以通过射频消融针或者微波消融针插入病灶，通过射频能量或微波能量导致病灶局部组织产生高温，使得病灶组织凝固性坏死而达到治疗目的。

肥厚型心肌病(hypertrophiccardiomyopathy，简称：hcm)，是一种常见的常染色体显性遗传心血管疾病，在普通人群中的发病率约1：500，病死率约1.4％-2.2％。hcm的主要表现为左心室(leftventricle,lv)一个或多个节段肥厚，一般诊断标准为厚度大于等于15mm。当出现二尖瓣前叶收缩期前向运动贴靠室间隔，造成左室流出道(leftventricularoutflowtract,lvot)狭窄甚至梗阻，即lvot压差过大时，便称为梗阻性肥厚型心肌病(hypertrophicobstructivecardiomyopathy,hocm)，hocm约占hcm患者的70％。目前，对hcm的治疗策略是扩大lvot以降低压差并减轻其梗阻，方法主要有药物治疗、室间隔旋切术(surgicalseptalmyectomy)、室间隔酒精消融术(alcoholseptalablation)。药物治疗相对来说简单易行，患者没有手术的痛苦，但部分患者药物治疗效果不佳或不耐受；室间隔旋切术，即改良morrow术是通过外科手术开胸切除肥厚心肌，切除部位主要为室间隔前部并集中在左室面，切除后室间隔厚度可以降低50％，术后lvot明显降低，但改良morrow术存在一定的风险，而且患者的术后恢复也比较痛苦；室间隔酒精消融术是一种介入治疗手段，其主要是应用经皮腔内冠状动脉成形术技术，将球囊送入拟消除的间隔支内，对间隔支缓慢注入酒精使其产生化学性闭塞，从而使肥厚室间隔心肌缺血、坏死、变薄、收缩力下降，降低lvot，此种方法虽然避免了手术的痛苦，但在临床应用中，酒精通过支血管可能造成心肌梗死，仍然存在一定的风险。因此，针对hcm需要有一种创伤小且更加安全、有效的治疗方式。此外，为了获知肥厚心肌的病变程度以及hcm经消融治疗后的效果，在消融前和\或消融后进行活检是极其必要的。

如前所述，射频消融针或微波消融针作为一种微创介入治疗器械，目前主要被应用于治疗肝脏、肾脏、软组织等部位的肿瘤，并且现有的消融针大多是一体式的，一方面，若消融前和\或消融后还需要进行活检等其它操作，则需要进行多次穿刺，穿刺难度大，加剧了对心肌组织的损伤；另一方面，如图1所示，由于肿瘤的体积相对较大，现有的射频消融针或微波消融针插入肿瘤组织1后，期望增大消融针与肿瘤组织1的接触面积，执行消融时能够均匀地形成大面积、球形或接近球形的消融区域2，消融方向不可调。但是，如图2所示，由于心脏室间隔3的结构较为扁平，前述现有的射频消融针或微波消融针并不适用于治疗hcm，在室间隔3的厚度方向上容易消融穿透至心内膜4，损伤传导束，造成心律失常。

技术实现要素：

本发明提供一种对组织损伤较小并能够调节消融方向的消融针组件及消融系统，尤其适用于hcm的消融治疗。

所述消融针组件包括中空的绝缘的外套管以及消融针；所述消融针包括电极针主体及与所述电极针主体近端连接的消融手柄，所述电极针主体活动穿装于所述外套管内，所述外套管近端与所述消融手柄之间可拆卸并旋转连接，所述电极针主体或所述外套管上设有限制部，以限定所述消融针的消融方向。

本发明中，所述消融针组件包括所述外套管以及消融针，所述外套管活动套设于所述消融针的电极针主体外，并与所述消融针的消融手柄可拆卸并旋转连接，在完成消融操作后，能够将外套管与消融针拆开，将外套管仍然留在组织内，为其它操作如活检提供通道，避免了重复穿刺，减小了对组织的损伤，并能够使得活检操作更加的方便高效。进一步地，本发明中，在电极针主体或外套管上设有用于调整消融方向的限制部，通过使所述消融针与所述外套管相对旋转，能够借助所述限制部调整消融针的消融方向，使得所述消融针的消融方向避开室间隔的厚度方向，从而避免消融针在室间隔的厚度方向上消融穿透至心内膜，因此，所述消融针组件及消融系统尤其适用于hcm的消融治疗。

附图说明

为更清楚地阐述本发明的构造特征和功效，下面结合附图与具体实施例来对其进行详细说明。

图1是现有的消融针用于消融肿瘤的示意图；

图2是使用现有的消融针消融心脏室间隔的示意图；

图3是本发明的消融针组件的消融针与外套管拆分后的结构示意图；

图4是图3所示消融针与外套管装配后的结构示意图；

图5是图3所示消融针与外套管装配后的主视图；

图6是图3所示消融针组件的立体爆炸示意图；

图7a是本发明一实施例的消融针的远端进行hcm消融治疗的结构示意图；

图7b是本发明一实施例的消融针的远端进行hcm消融治疗时沿图7a中k-k方向的剖面示意图；

图7c是本发明另一实施例的消融针的远端进行hcm消融治疗时沿图7a中k-k方向的剖面示意图；

图8a是本发明一实施例的消融针远端的结构示意图；

图8b是本发明一实施例的消融针用于进行hcm的消融治疗时沿图8a中g-g方向的截面示意图；

图8c是本发明另一实施例的消融针用于进行hcm的消融治疗时沿图8a中g-g方向的截面示意图；

图9a是本发明一实施例的消融针远端的结构示意图；

图9b是本发明一实施例的消融针用于进行hcm的消融治疗时沿图9a中h-h方向的截面示意图；

图9c是本发明另一实施例的消融针用于进行hcm的消融治疗时沿图9a中h-h方向的截面示意图；

图10是本发明一实施例的外套管结构示意图；

图11是本发明一实施例的电极针主体的结构示意图；

图12是图5所示消融针组件沿b-b位置的剖面示意图；

图13是本发明一实施例的基轴的立体结构示意图；

图14是本发明一实施例的连接件的剖面示意图；

图15是图5所示消融针组件沿c-c位置的剖面示意图；

图16是图6所示消融针的消融手柄除去外壳之后的立体分解示意图；

图17是图16中的滑动件的一个角度的立体结构示意图；

图18是图16中的滑动件的另一个角度的立体结构示意图；

图19是图16中的滑动件的另一个角度的立体结构示意图；

图20是图16中的滑动件的另一个角度的立体结构示意图；

图21是本发明中消融针组件的外壳的控制槽处的放大示意图；

图22是本发明一实施例的电极针主体的透视放大示意图；

图23是图22所示的电极针主体沿a-a位置的剖面示意图；

图24是本发明中的消融针除外壳外的其它结构沿轴向的剖面示意图；

图25是本发明中消融手柄内活塞件的一个方向的立体结构示意图；

图26是本发明中消融手柄内活塞件的另一个方向的立体结构示意图；

图27是本发明中消融手柄内外套筒的一个方向的立体结构示意图；

图28是本发明中消融手柄内外套筒的另一个方向的立体结构示意图；

图29及图30为本发明中消融针与外套管装配后调整电极针主体远端伸出外套管长度的过程示意图；

图31是本发明实施例的活检针与外套管组合的结构示意图；

图32是本发明实施例的穿刺针芯与外套管的拆分示意图；

图33是图32所示穿刺针芯与外套管的组合示意图；

图34是本发明实施例的消融系统的示意框图；

图35a至图35c是本发明一实施例的消融针组件的使用过程示意图；

图36a至图36e是本发明另一实施例的消融针组件的使用过程示意图。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述。其中，附图仅用于示例性说明，表示的仅是示意图，不能理解为对本发明的限制。

为了更加清楚地描述消融针组件及消融系统的结构，此处限定术语“近端”及“远端”为介入医疗领域惯用术语。具体而言，“远端”表示手术操作过程中远离操作人员的一端，“近端”表示手术操作过程中靠近操作人员的一端。

除非另有定义，本发明所使用的所有的技术和科学术语与本领域技术人员通常理解的含义相同。本发明在说明书中所使用的术语只是为了描述具体实施例的目的，不是旨在限制本发明。

请一并参阅图3至图6，本发明提供一种消融针组件100，用于进行消融操作。所述消融针组件100包括中空并绝缘的外套管30以及消融针10。所述消融针10包括电极针主体11及与所述电极针主体11近端连接的消融手柄12。所述电极针主体11可以电性连接射频发生器或者微波发生器等能量发生装置，以进行消融操作。具体地，所述电极针主体11电性连接射频发生器时，电极针主体11传递高频电流使得电极针主体11远端周围的病变组织中带电荷的正负离子发生高速振荡运动，高速振荡的离子因摩擦产生大量的热量，使病变组织内温度升高，最终使得病变细胞内的蛋白质变性，细胞内外水分丧失，病变组织出现凝固性坏死，从而实现射频消融；所述电极针主体11电性连接微波发生器时，电极针主体11远端形成微波场，病变组织内的水分子等偶极分子在微波场的作用下因运动摩擦、剧烈碰撞而产热使得病变组织内温度升高，最终使得病变细胞内的蛋白质变性，细胞内外水分丧失，病变组织出现凝固性坏死，从而实现微波消融。

所述电极针主体11活动穿装于所述外套管30内，即使得所述电极针主体11的远端能够伸出所述外套管30并能够调节所述电极针主体11的远端伸出所述外套管30的长度。所述外套管30近端与所述消融手柄12之间可拆卸连接，如所述外套管30通过螺纹连接、卡合连接等可拆卸连接方式与消融手柄12连接，从而在完成消融操作后，能够方便地将消融针10与外套管30拆开，将外套管30仍然留在组织内，为其它操作(如活检)提供通道，避免了重复穿刺，减小了对组织的损伤，并能够使得消融及其它操作更加地方便高效，简化手术过程。进一步地，所述外套管30与消融手柄12可旋转连接，在消融过程中，如果需要所述电极针主体11与外套管30相对旋转，可以保持外套管30不动而转动消融手柄12来带动电极针主体11转动，或者可以保持电极针主体11不动而转动外套管30。值得注意的是，本发明中，所述电极针主体11或所述外套管30上设有限制部，以限定所述消融针10的消融方向，使得所述消融针10的消融方向避开室间隔的厚度方向，从而避免消融针10在室间隔的厚度方向上消融穿透至心内膜，防止损伤传导束，以适用于hcm的消融治疗。进一步地，通过使电极针主体11与外套管30相对旋转，还能够借助所述限制部调整消融针10的消融方向，以在避开室间隔的厚度方向的基础上从不同方向对室间隔的肥厚部位进行较完整、彻底地消融。

本发明中，所述外套管30绝缘，消融时作为电极针主体11的绝缘管，从而电极针主体11伸出外套管30的部分执行消融操作，电极针主体11伸出外套管30的长度为有效消融长度。所述外套管30可以完全由绝缘材料制作，比如peek、pi或者pa等能够满足硬度要求的塑料管，再比如高铝瓷、滑石瓷或氮化硼等陶瓷管；所述外套管30也可以全部由非绝缘材料制成，然后在所述外套管30的外表面覆盖绝缘涂层。为了提高外套管30的支撑性，且便于刺入人体组织，优选地，所述外套管30由金属材料制成，管体的外表面涂覆绝缘涂层，所述金属材料包括但不限于304不锈钢、321不锈钢或631不锈钢，所述绝缘涂层包括但不限于ptfe涂层、氮化钛涂层、派瑞林涂层等。制作所述外套管30的金属材料应具备足够的硬度以刺入人体组织，同时需要具有优良的生物相容性，所述绝缘涂层需具有可靠的绝缘性、优良的生物相容性及较小的摩擦系数，并且要求绝缘涂层与外套管30的管体外表面之间紧密结合，绝缘涂层不易脱落，例如可以选择304不锈钢管加ptfe涂层、304不锈钢管加派瑞林涂层、321不锈钢管加氮化钛涂层、或631不锈钢管加派瑞林涂层等。考虑到绝缘可靠性及工艺可行性，各种绝缘涂层的厚度均应≥3μm。

本发明一些实施例中，外套管30的远端可以是平直的，也可以是斜切的尖端。优选的，外套管30的远端为尖端，使得外套管30的各个位置能够较容易地插入组织内。

请参阅图7a-图7c，本发明一些实施例中，所述电极针主体11的远端的外周面上设有一个或数个沿轴向延伸的绝缘带119作为用于限定及调整消融方向的所述限制部。所述绝缘带119可以为绝缘材料如ptfe、氮化钛、派瑞林等涂覆于所述电极针主体11远端的部分外周面上得到的长条状的绝缘涂层。所述绝缘带119沿轴向部分覆盖所述电极针主体11远端的外周面，伸出所述外套管30的电极针主体11远端未被所述绝缘带119覆盖的部分能够向病变组织内传导高频电流或微波以执行消融，从而所述消融针10的消融方向自电极针主体11远端未覆盖绝缘带119的部分向电极针主体11外扩展。通过旋转消融手柄12带动电极针主体11旋转，便能够使电极针主体11未被所述绝缘带119覆盖的部分朝向组织内需要进行消融的位置，从而能够根据待治疗组织的解剖结构，实施定向、定位消融。若待治疗的病变组织位于心脏室间隔内，借助所述电极针主体11上的限制部，通过旋转消融手柄12带动电极针主体11旋转，便能够避免将电极针主体11未被所述绝缘带119覆盖的部分置于室间隔3的厚度方向上，从而使得所述消融针10的消融方向避开室间隔3的厚度方向，进而避免消融针10在室间隔3的厚度方向上消融穿透至心内膜，因此，该消融针组件100尤其适用于hcm的消融治疗。

如图7a及图7b所示，所述绝缘带119可为一个，该一个绝缘带119沿轴向覆盖所述电极针主体11的部分外周面，优选的，该一个绝缘带119在电极针主体11周向上的弧长大于电极针主体11周长的1/2，以使得电极针主体11未被所述绝缘带119覆盖的部分执行消融时形成的消融区域2是较为扁平的，这样在室间隔3内进行消融时，消融区域2能够较远离心内膜4。优选的，将电极针主体11未被绝缘带119覆盖的部分朝向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，也即使消融方向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，电极针主体11未被绝缘带119覆盖的部分向外传导高频电流或微波执行消融形成的消融区域2基本在垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向上扩展，从而能够避免消融穿透至心内膜4。进一步地，为了对室间隔3内的肥厚部位进行完整、彻底地消融，在避开室间隔3的厚度方向的基础上，可以旋转消融手柄12带动电极针主体11旋转并借助绝缘带119来调整消融针10的消融方向，以从不同方向对室间隔3内的肥厚部位进行消融。

如图7c所示，当所述绝缘带119为数个时，该数个绝缘带119沿电极针主体11的周向间隔设置并沿轴向覆盖所述电极针主体11远端的部分外周面，电极针主体11未被绝缘带119覆盖的部分即相邻两个绝缘带119之间的部分传导高频电流或微波，执行消融。本实施例中，所述绝缘带119为两个，这两个绝缘带119相对设置，优选的，每一绝缘带119在电极针主体11周向上的弧长不小于电极针主体11周长的1/4，以使得电极针主体11未被绝缘带119覆盖的部分执行消融时形成的消融区域2是较为扁平的，从而在室间隔3内进行消融时，消融区域2能够较远离心内膜4。进一步地，使用消融针10进行hcm消融治疗时，将电极针主体11未被绝缘带119覆盖的部分朝向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，使得消融方向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，电极针主体11未被绝缘带119覆盖的部分向外传导高频电流或微波执行消融形成的消融区域2基本在垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向上扩展，从而能够避免消融穿透至心内膜4。为了对室间隔3的肥厚部位进行完整、彻底地消融，在避开室间隔3的厚度方向的基础上，可以旋转消融手柄12带动电极针主体11旋转并借助绝缘带119来调整消融针10的消融方向，以从不同方向对室间隔3内的肥厚部位进行消融。

进一步地，所述绝缘带119的表面可设置第一显影层(未图示)，所述第一显影层在医学影像装置下显影，从而能够根据显影图像获知所述绝缘带119对应的位置，以根据实际需求旋转所述电极针主体11，以使电极针主体11未被绝缘带119覆盖的部分朝向合适的方向。优选的，将所述绝缘带119的表面处理成凹凸不平的粗糙面以形成所述第一显影层，适应超声显影的需求，比如可以将所述绝缘带119的表面做喷砂等处理。并且，本发明中，所述第一显影层的表面粗糙度不应过高，在实现超声显影需求的同时，并不会影响所述电极针主体11在组织中的推进。

请参阅图8a-图8c，本发明另一些实施例中，所述外套管30的部分远端端面上连接有一个或数个沿外套管30的轴向向远端延伸的长条状的绝缘条32，且所述绝缘条32的横截面呈与所述外套管30曲率相同的弧形，本实施例中以所述绝缘条32作为所述限制部，而所述外套管30的远端端面上未连接绝缘条32的部位的远侧形成镂空部321。所述绝缘条32部分遮挡伸出所述外套管30远端的电极针主体11的远端，电极针主体11远端未被所述绝缘条32遮挡的部分透过所述镂空部321向病变组织内传导高频电流或微波以执行消融，从而消融针10的消融方向自电极针主体11远端未被绝缘条32遮挡的部分向电极针主体11外扩展。通过旋转外套管30，便能够使得所述镂空部321及电极针主体11远端未被绝缘条32遮挡的部分朝向组织内需要进行消融的位置，从而能够根据待治疗组织的解剖结构，实施定向、定位消融。若待治疗的病变组织位于心脏室间隔内，借助所述外套管30上的限制部，通过旋转外套管30，便能够避免将所述镂空部321及电极针主体11远端未被绝缘条32遮挡的部分置于室间隔的厚度方向上，从而使得所述消融针10的消融方向避开室间隔3的厚度方向，进而避免消融针10在室间隔3的厚度方向上消融穿透至心内膜4，因此，该消融针组件100尤其适用于hcm的消融治疗。可以理解的是，所述绝缘条32可与所述外套管30做成一体结构，所述镂空部32的远端可以封闭或开放。

如图8a及图8b所示，所述绝缘条32可为一个，该一个绝缘条32沿轴向部分遮挡伸出外套管30的电极针主体11远端，该一个绝缘条的两侧面之间形成镂空部321。优选的，该一个绝缘条32在外套管30周向上的弧长大于外套管30周长的1/2，以使得电极针主体11未被绝缘条32遮挡的部分透过镂空部321执行消融时形成的消融区域2是较为扁平的，这样在室间隔3内进行消融时，消融区域2能够较远离心内膜4。优选的，将所述镂空部321及电极针主体11未被绝缘条32遮挡的部分朝向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，也即使消融方向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，电极针主体11未被绝缘条32遮挡的部分透过镂空部321向外传导高频电流或微波执行消融形成的消融区域2基本在垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向上扩展，从而能够避免消融穿透至心内膜4。为了对室间隔3的肥厚部位进行完整、彻底地消融，在避开室间隔3的厚度方向的基础上，可以旋转外套管30并借助所述绝缘条32来调整消融针10的消融方向，以从不同方向对室间隔3的肥厚部位进行消融。

如图8c所示，当所述绝缘条32为数个时，该数个绝缘条32绕外套管30的轴线间隔设置并沿轴向部分遮挡所述电极针主体11远端，相邻两绝缘条32之间形成镂空部321。本实施例中，绝缘条32为两个，两个绝缘条32相对设置，优选的，每一绝缘条32在外套管30周向上的弧长不小于外套管30周长的1/4，以使得电极针主体11未被所述绝缘条32遮挡的部分透过镂空部321执行消融时形成的消融区域2是较为扁平的，这样在室间隔3内进行消融时，消融区域2能够较远离心内膜。优选的，将所述镂空部321及电极针主体11未被绝缘条32遮挡的部分朝向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，也即使消融方向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，电极针主体11未被绝缘条32遮挡的部分透过镂空部321向外传导高频电流或微波执行消融形成的消融区域2基本在垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向上扩展，从而能够避免消融穿透至心内膜4。为了对室间隔3的肥厚部位进行完整、彻底地消融，在避开室间隔3的厚度方向的基础上，可以旋转外套管30并借助所述绝缘条32来调整消融针10的消融方向，以从不同方向对室间隔3的肥厚部位进行消融。

进一步地，所述绝缘条32的表面具有第二显影层(未图示)，所述第二显影层在医学影像装置下显影，从而能够根据显影图像获知所述绝缘条32对应的位置，以根据实际需求旋转所述外套管30，以使电极针主体11远端未被绝缘条32遮挡的部分透过镂空部321朝向合适的方向。优选的，将所述绝缘条32的表面处理成凹凸不平的粗糙面以形成所述第二显影层，适应超声显影的需求，比如可以将所述绝缘条32的表面做喷砂等处理。并且，本发明中，所述第二显影层的表面粗糙度不应过高，在实现超声显影需求的同时，并不会影响所述外套管30在组织中的推进。

请参阅图9a-图9c，本发明另一些实施例中，所述外套管30的远端端面上连接有沿所述外套管30的轴向向远离外套管30一侧延伸的导电段33，所述导电段33的上设有一个或数个沿所述导电段33轴向延伸的长条状的绝缘层331作为所述限制部。所述绝缘层331沿轴向部分覆盖所述导电段33的外表面，且所述绝缘层331部分遮盖伸出所述外套管30远端的电极针主体11远端，所述电极针主体11远端未被所述绝缘层331遮盖的部分通过导电段33上未覆盖绝缘层331的部分能够向病变组织内传导高频电流或微波以执行消融，从而消融针10的消融方向自所述导电段33未被所述绝缘层331覆盖的部分向导电段33外扩展。通过旋转外套管30便能够使得电极针主体11远端未被绝缘层331遮盖的部分朝向组织内需要进行消融的位置，从而能够根据待治疗组织的解剖结构，实施定向、定位消融。若待治疗的病变组织位于心脏室间隔内，借助所述限制部，通过旋转外套管30便能够避免将电极针主体11远端未被绝缘层331遮盖的部分置于室间隔3的厚度方向上，从而使得所述消融针10的消融方向避开室间隔3的厚度方向，进而避免消融针10在室间隔3的厚度方向上消融穿透至心内膜4，因此，该消融针组件100尤其适用于hcm的消融治疗。

如图9a及图9b所示，所述绝缘层331可为一个，该一个绝缘层331沿轴向遮盖部分所述电极针主体11的远端。绝缘层331的横截面呈弧形，优选的，该一个绝缘层331在所述导电段33周向上的弧长大于导电段33周长的1/2，以使得电极针主体11远端未被该绝缘层331遮盖的部分执行消融时形成的消融区域2是较为扁平的，这样在室间隔3内进行消融时，消融区域2能够较远离心内膜。优选的，将电极针主体11远端未被绝缘层331遮盖的部分朝向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，也即使消融方向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，电极针主体11远端未被绝缘层331遮盖的部分通过导电段33上未覆盖绝缘层331的部分向外传导高频电流或微波执行消融形成的消融区域2基本在垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向上扩展，从而能够避免消融穿透至心内膜4。为了对室间隔3的肥厚部位进行完整、彻底地消融，在避开室间隔3的厚度方向的基础上，可以旋转外套管30并借助所述绝缘层331来调整消融针10的消融方向，以从不同方向对室间隔3的肥厚部位进行消融。

如图9c所示，当所述绝缘层331为数个时，该数个绝缘层331沿导电段33的周向即外套管30的周向间隔设置并沿轴向部分遮盖所述电极针主体11的远端，伸出所述外套管30的电极针主体11远端未被绝缘层331遮盖的部分通过导电段33上未覆盖绝缘层331的部分即相邻两个绝缘层331之间的部分传导高频电流或微波，执行消融。本实施例中，绝缘层331为两个，两个绝缘层331相对设置，绝缘层331的横截面呈弧形，优选的，每一绝缘层331在导电段33周向上的弧长不小于导电段周长的1/4，以使得电极针主体11未被绝缘层331遮盖的部分执行消融时形成的消融区域2是较为扁平的，这样在室间隔3内进行消融时，消融区域2能够较远离心内膜。优选的，将电极针主体11未被绝缘层331遮盖的部分朝向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，也即使消融方向垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向，电极针主体11远端未被绝缘层331遮盖的部分通过导电段33上未覆盖绝缘层331的部分向外传导高频电流或微波执行消融形成的消融区域2基本在垂直于或接近垂直于室间隔3厚度的方向上扩展，从而能够避免消融穿透至心内膜4。为了对室间隔3的肥厚部位进行完整、彻底地消融，在避开室间隔3的厚度方向的基础上，可以旋转外套管30并借助所述绝缘层331来调整消融针10的消融方向，以从不同方向对室间隔3的肥厚部位进行消融。

进一步地，所述绝缘层331的表面具有第三显影层(未图示)，所述第三显影层在医学影像装置下显影，从而能够根据显影图像获知所述绝缘层331对应的位置，以根据实际需求旋转所述外套管30，以使电极针主体11未被绝缘层331遮盖的部分朝向合适的方向。优选的，将所述绝缘层331的表面处理成凹凸不平的粗糙面以形成所述第二显影层，适应超声显影的需求，比如可以将所述绝缘层331的表面做喷砂等处理。并且，本发明中，所述第三显影层的表面粗糙度不应过高，在实现超声显影需求的同时，并不会影响所述外套管30在组织中的推进。

请参阅图10，外套管30上设有刻度标识31以指示外套管30插入组织的深度，所述刻度标识31包括一系列刻度值，且刻度值自远端向近端逐渐增大。当外套管30插入组织内时，通过观察外套管30上的刻度值能够获知外套管30插入组织的深度，从而获知所述外套管30插入组织中的大致位置。进一步地，所述外套管30远端具有能够在医学影像装置下显影的第一引导部34，该第一引导部34的长度需≥5mm，以保证位置引导的准确性，第一引导部34可帮助医生判断外套管30远端是否沿着期望的穿刺路径行进及是否接近预定的消融位置。具体地，所述第一引导部34可以为在所述外套管30远端增加的一部分结构，或者将所述外套管30的远端进行一定处理得到。由于超声显影相较其他显影模式(如x光透视)对人体的损害较小，也比较经济，优选将所述外套管30靠近远端的管体表面处理成凹凸不平的粗糙面以形成第一引导部34，适应超声显影的需求。比如可以对外套管30靠近远端的表面做喷砂或打孔等表面粗糙化处理形成第一引导部34。并且，本发明中，所述第一引导部34的表面粗糙度不应过高，在实现超声显影需求的同时，并不会影响所述外套管30在组织中的推进。

所述消融针10的电极针主体11可选用不锈钢等具有优良导电性能的生物相容性金属来制作。由于设置了绝缘的外套管30，该消融针10的电极针主体11表面不必再涂覆绝缘材料，简化了消融针10的电极针主体11的制作工艺，且外套管30可以为消融针10的电极针主体11提供支撑与保护，从而允许减小电极针主体11的直径，例如所述电极针主体11的直径可选择20g～16g，一方面有助于进一步减小组织损伤，另一方面若待消融组织如室间隔的结构较为扁平，电极针主体11的直径越小，越适于对扁平的组织进行消融，并且在消融室间隔内的肥厚心肌时能够防止气胸、心包积液等问题的发生，减少出血。由此，本实施例的消融针组件尤其适用于hcm的消融治疗术。

请参阅图11，所述消融针10的电极针主体11的远端可以呈尖锐的三棱锥状或针状等形状，利于消融针10的电极针主体11与外套管30组合后实施穿刺，当然消融针10的电极针主体11的远端也可以设置成其他形状，比如球状、伞状等。

所述电极针主体11的远端具有能够在医学影像装置下显影的第二引导部13，该第二引导部13的长度需≥5mm，第二引导部13能够在医学影像装置下显影，帮助医生判断电极针主体11远端是否到达或处于预定的消融位置。具体地，所述第二引导部13可以为在所述电极针主体11的远端增加的一部分结构，或者将所述电极针主体11的远端进行一定处理得到。优选的，将所述电极针主体11远端的表面处理成凹凸不平的粗糙面以形成第二引导部13，适应超声显影的需求，比如可以对电极针主体11远端的表面做喷砂或打孔等处理。并且，本发明中，所述第二引导部13的表面粗糙度不应过高，在实现超声显影需求的同时，并不会影响所述电极针主体11在组织中的推进。由此，本实施例的消融针组件尤其适用于超声引导下的消融术治疗，操作者可在超声引导下，经穿刺，将消融针组件的远端送入患者体内，由消融针10伸出外套管30的部分对病变组织进行消融操作。

请参阅图6及图12，本发明中，所述消融手柄12包括外壳121、与所述外壳121远端连接的连接件122及设于所述外壳121内可沿所述外壳121轴向移动的驱动部123。所述外壳121的轴向与所述电极针主体11的轴向相同。所述外套管30与所述连接件122可拆卸连接，所述电极针主体11的近端与所述驱动部123固定。在消融针组件100穿刺入患者体内的病变部位后，通过驱动部123驱动电极针主体11相对外套管30沿轴向移动，便能够于体内实时调节电极针主体11的远端伸出所述外套管30的长度，以适应不同病变部位或不同患者的消融需求，而不必将消融针组件100撤出患者体外调节有效消融长度后再次穿刺，极大地提高了手术效率，减少了对人体组织的损伤，并且由于电极针主体11的大部分轴向长度收容在外套管30内，而非直接被人体组织包覆，在体内调节电极针主体11的远端伸出所述外套管30的长度时受到的阻力较小，更容易调节。其中，所述外套管30与所述连接件122可拆卸连接，是指所述外套管30通过螺纹连接、卡合连接等可拆卸连接方式与所述连接件122连接，从而使得在完成消融操作后，能够方便地将消融针10与外套管30拆开，将外套管30仍然留在组织内，为其它操作提供通道，避免了重复穿刺，减小了对组织的损伤，并能够使得其它操作如活检更加地方便高效。进一步地，所述外套管30与所述连接件122可旋转连接，即外套管30连接于连接件122上后，能够以连接件122的轴线为轴进行旋转。

请参阅图6及图12-图15，本发明一实施例中，所述外壳121包括相对设置的第一外壳121a和第二外壳121b，二者之间可通过卡扣、粘结、螺钉固定等方式对合连接在一起。所述第一外壳121a及所述第二外壳121b上均设有卡板1212。

所述连接件122包括基轴122a及与所述基轴122a旋转连接的卡圈122b，所述基轴122a的近端与所述外壳121固定连接。基轴122a沿电极针主体11的轴向设置，供电极针主体11穿过基轴122a的轴心伸入外壳121内。

具体地，请参阅图12至图14，所述基轴122a的近端环设有第一卡槽1221，基轴122a的近端伸入所述外壳121内，且第一外壳121a及第二外壳121b上的卡板1212对合卡入所述第一卡槽1221内。本实施例中，所述第一卡槽1221的底壁轮廓为矩形，卡板1212的卡入所述第一卡槽1221内的内表面贴靠第一卡槽1221的底壁，从而使得基轴122a与外壳121固定且基轴122a不能够相对外壳121进行旋转。并且，本实施例中，所述外壳121通过第一外壳121a和第二外壳121b对合连接得到，便于将卡板1212卡入第一卡槽1221内，以实现基轴122a与外壳121的固定。进一步地，所述第一卡槽1221的远端侧设有第二卡槽1222，所述卡圈122b的近端卡入所述第二卡槽1222内。具体地，所述第二卡槽1222的底壁的轮廓为圆形，所述卡圈122b的近端卡入所述第二卡槽1222内后能够绕所述基轴122a的轴向旋转，但不能沿轴向移动，即卡圈122b能够原位旋转。

所述外套管30与所述卡圈122b可拆卸连接。本实施例中，所述外套管30的近端设有外螺纹，所述卡圈122b内设有与所述外螺纹适配的内螺纹，外套管30的近端与所述卡圈122b螺纹连接。可以理解的是，在本发明的其它实施例中，所述外套管30的近端与所述卡圈122b也可以通过卡扣等其它可拆卸方式连接。进一步地，如图10所示，所述外套管30设有外螺纹的部位朝向其远端一侧设有握持部39，以便于相对所述消融针10进行旋转或者与所述消融针10的拆装。本实施例中，在所述外套管30的外壁设置多圈凸起，以形成所述握持部39。

在本发明的一些实施例中，在消融过程中，如果需要旋转电极针主体11以调整消融方向，或调整理顺消融手柄12外部的导线与冷却管路，防止导线与冷却管路过度弯折、扭转缠绕，并方便查看消融手柄12上的刻度值，操作者可以用手握住所述卡圈122b保持外套管30不转，旋转所述消融针10的消融手柄12，以通过所述消融手柄12带动所述电极针主体11旋转。在本发明的另一些实施例中，在消融过程中，如果需要旋转外套管30以调整消融方向，可以保持消融手柄12与电极针主体11不动，操作者通过旋转连接件122上的卡圈122b来带动外套管30旋转。

进一步地，所述基轴122a的远端为锥台结构，以便于卡圈122b装入第二卡槽1222内。并且，所述基轴122a的远端部分穿设于所述外套管30内，以支承所述外套管30的远端，使得所述外套管30与所述连接件122之间的连接更加稳定。

请一并参阅图6及图15、图16，所述驱动部123包括滑动件1231及与所述滑动件1231连接的调节件1232。电极针主体11的近端与滑动件1231固定。滑动件1231收容于外壳121内，调节件1232控制滑动件1231沿外壳121的轴向移动，以带动电极针主体11相对所述外套管30移动。

请参阅图17至图20，本实施中，滑动件1231包括圆筒状的第一部分1231a以及与第一部分1231a连接的方块状的第二部分1231b。第一部分1231a的中心轴与第二部分1231b的中心轴同轴，第一部分1231a具有第一腔体12311，第二部分1231b上设有第一中心孔12312，电极针主体11穿过第一中心孔12312截止或者部分伸入第一腔体12311内。并且，电极针主体11的近端与第一中心孔12312的内壁固定，以实现电极针主体11与滑动件1231固定。本实施例中，通过往第一中心孔12312内注胶并使胶固化，以使电极针主体11与滑动件1231固定。进一步地，外壳121的内表面设有沿电极针主体11延伸方向设置的第一导向件1213，滑动件1231的表面设有与第一导向件1213适配的第二导向件12313，通过第二导向件12313与第一导向件1213的配合保证滑动件1231沿电极针主体11轴向移动，滑动件1231移动便带动电极针主体11相对外套管30移动，以调节电极针主体11远端伸出外套管30的长度。本实施例中，第一导向件1213为滑槽，第二导向件12313为凸起，所述凸起嵌入所述滑槽内并沿所述滑槽移动。可以理解的是，在本发明的其它实施例中，第一导向件1213也可以为凸起，第二导向件12313可以为滑槽。

请参阅图6、图15图21，本实施例中，调节件1232包括按键12321及连接部12322，外壳121上沿轴向开设有控制槽1211。本实施例中，第一外壳121a及第二外壳121b在二者相扣合的位置分别设有凹槽，第一外壳121a上的凹槽及所述第二外壳121b上的凹槽扣合后形成所述控制槽1211。可以理解的是，在本发明的其它实施中，控制槽1211也可以仅形成于第一外壳121a上或所述第二外壳121b上。所述连接部12322的一端与所述滑动件1231的第二部分1231b连接，另一端从所述控制槽1211伸出所述外壳121并连接所述按键12321，推动所述按键12321沿所述控制槽1211移动便能够控制滑动件1231沿外壳121的轴向移动，从而带动与滑动件1231固定的电极针主体11相对外套管30移动，以调节电极针主体11的远端伸出所述外套管30的长度。在消融针组件100穿刺入患者体内的病变部位后，通过作动所按键12321便能够方便地于体内实时调节电极针主体11的远端伸出外套管30的长度，即调节有效消融长度，以适应不同病变部位或不同患者的消融需求。本实施例中，所述连接部12322包括限位体12322a及立柱12322b，所述立柱12322b一端固定连接所述限位体12322a，另一端连接所述滑动件1231的第二部分1231b，所述限位体12322a与所述按键12321连接。其中，所述立柱12322b沿垂直于所述滑动件1231的轴向方向设置并能够沿其自身轴向运动。

本实施例中，两个立柱12322b平行设置，且每一立柱12322b远离限位体12322a的一端环设有环形凹槽，所述环形凹槽内可拆卸卡持有e型卡环12324。滑动件1231的第二部分1231b上设有第一平面12314以及与所述第一平面12314相对的第二平面12315，且所述第二部分1231b上设有从所述第一平面12314穿透至所述第二平面12315的两个开孔12316，两个立柱12322b背离所述限位体12322a的一端分别从第一平面12314侧伸入一个所述开孔12316内，且所述e型卡环12324位于所述第二平面12315一侧。进一步地，本实施例中，所述限位体12322a与所述滑动件1231之间设有弹性体1322。所述弹性体1322可以但不限于为弹簧、弹片或弹性垫圈等。本实施例中，所述弹性体1322为弹簧，所述弹簧绕设于所述立柱12323b外围，并位于所述限位体12322a与所述第一平面12314之间。可以理解的是，本发明一些实施例也可以不设置立柱12323b，而直接将所述弹性体1322两端分别固定于所述限位体12322a与所述滑动件1231上，以连接所述限位体12322a与所述滑动件1231。外壳121的内壁在控制槽1211的至少一侧设有多个间隔设置的卡槽1214，所述限位体12322a上设有至少一个卡位123221。所述弹性体1322自然伸长时，所述弹性体1322顶推所述限位体12322a以使所述卡位123221卡入所述卡槽1214中，同时，所述限位体12322a带动所述立柱12322b沿立柱12322b的轴向移动，直至e型卡环12324抵靠第二平面12315。此时，不能够移动所述调节件1232，即使得所述滑动件1231保持不动，避免所述电极针主体11伸出外套管30的长度发生变化。当需要改变电极针主体11伸出外套管30的长度时，操作者手动向下按压按键12321，限位体12322a及立柱12322b下移，所述弹性体1322受压收缩，限位体12322a上的卡位123221从卡槽1214中分离解脱出来，此时沿轴向推拉按键12321便可以带动滑动件1231及电极针主体11沿轴向移动，从而调节电极针主体11伸出外套管30的长度，即有效消融长度；当按键12321到达某一位置获得期望的有效消融长度后，操作者松开按键12321，所述弹性体1322自身弹性复位，推顶限位体12322a上的卡位123221卡入所述卡槽1214中，使得调节件1232及滑动件1231定位在该位置保持不动。

请重新参阅图6及图21，所述外壳121的外表面设有多个刻度标识1215，多个所述刻度标识1215与多个所述卡槽1214一一对应。作动调节件1232至控制槽1211的某一位置后观测调节件1232所对应的刻度值能够获知所述电极针主体11远端伸出所述外套管30的长度，由于外套管30绝缘，电极针主体11远端伸出所述外套管30的长度即消融针10能够执行消融的有效消融长度。如图29及图30所示，作动调节件1232使其处于控制槽1211最远端时，调节件1232对应的刻度值最大，所述电极针主体11远端伸出所述外套管30的长度最长，其长度为lmax；作动调节件1232使其处于控制槽1211最近端时，调节件1232对应的刻度值最小，所述电极针主体11远端伸出外套管30的长度最短，其长度为lmin。根据不同组织的解剖结构差异，电极针主体11的有效消融长度的可调范围也是不同的，例如，在应用于hcm的消融治疗时，电极针主体11的有效消融长度的可调范围为5mm～35mm。

请参阅图22、图23及图24，消融针10的电极针主体11接触组织的部分会传递射频能量或微波能量导致组织产生高温，使得组织凝固性坏死而达到治疗目的，但局部温度过高会影响不需要进行消融的正常组织，因此所述消融针10的电极针主体11除针尖部分为实体外，其他部分为中空的内腔111，且所内腔111内设有与内腔111的内壁间隔并同轴的冷却通道113，所述内腔111及冷却通道113用于输送气态或液态的冷却介质(如冷却水)进行降温，以控制消融操作时的温度。本发明中，所述内腔111内还穿设有热电偶112，以实时测量电极针主体11周围组织的温度。本实施例中，热电偶112穿设于冷却通道113内并与冷却通道113的内壁间隔。消融手柄12的近端设有流入口114及流出口115，流入口114与细管113的近端连通，所述冷却通道113和所述内腔111内壁之间的所述第一间隙与所述流出口115连通，，冷却介质经流入口114流通至细管113中，并从细管113的远端流至所述第一间隙，再经流出口115流出，从而形成冷却水的循环，实现对电极针主体11及其周围组织的降温。

具体地，请参阅图16及图22-图26，所述消融手柄12还包括设于所述外壳121内的活塞件1233，所述活塞件1233与所述滑动件1231同轴设置。活塞件1233的远端与滑动件1231的近端密封固定，且滑动件1231与活塞件1233之间形成出水存储腔c1，流出口115及细管113与内腔111的内壁之间的第一间隙与出水存储腔c1连通，冷却介质经细管113与内腔111内壁之间的第一间隙流至出水存储腔c1内，再通过流出口115流出。本实施例中，所述活塞件1233基本呈圆筒状结构，其远端的直径小于近端的直径，且其远端配装入滑动件1231的第一腔体12311近端内，通过防水胶对活塞件1233的远端与第一腔体12311的内壁之间进行密封固定。并且，所述活塞件1233的远端端面12331与第一腔体12311的底壁之间具有第二间隙，所述第二间隙构成所述出水存储腔c1。进一步地，活塞件1233的近端向远端延伸有第二腔体12332。第二腔体12332的底壁上设有第二中心孔12333，第二中心孔12333与滑动件1231的第一中心孔12312同轴。所述冷却通道113的近端穿过第二中心孔12333即截止或者伸入第二腔体12332后截止，且冷却通道113的近端与第二中心孔12333的内壁固定。

进一步地，请参阅图16、图24及图27、图28，所述消融手柄12还包括设于所述外壳121内并与所述外壳121固定的套筒件1234，所述套筒件1234与所述活塞件1233同轴设置。所述套筒件1234的远端套设于所述活塞件1233的近端外并与所述活塞件1233可活动并密封连接。并且，所述活塞件1233与所述套筒件1234之间形成进水存储腔c2，所述流入口114及所述冷却通道113与所述进水存储腔c2连通，冷却介质经流入口114进入进水存储腔c2内，再进入冷却通道113内。具体地，所述套筒件1234也基本呈圆筒状，包括一从远端至近端延伸的第三腔体12341。所述活塞件1233的近端配装入所述套筒件1234的第三腔体12341内并与第三腔体12341内壁密封并可活动连接。当调节件1232带动滑动件1231沿轴向进行滑动时，所述滑动件1231带动活塞件1233移动，活塞件1233的近端便在第三腔体12341内沿轴向移动并不会脱离出第三腔体12341。并且，所述第二腔体12332与所述第三腔体12341连通形成所述进水存储腔c2。所述流入口114及流出口115设于所述第三腔体12341的底壁12342上，且所述底壁12342的中心还设有第三中心孔123421，所述热电偶112从所述第三中心孔123421穿过。当通过调节件1232带动滑动件1231移动时，滑动件1231带动活塞件1233相对套筒件1234移动，使得所述进水存储腔c2的空间是可变的。另外，滑动件1231带动活塞件1233在套筒件1234内移动，活塞件1233与套筒件1234二者始终共用一部分轴向空间，有助于减小消融手柄12的轴向长度。

本实施中，所述活塞件1233的近端的外壁上套设有数个密封圈12337，所述密封圈12337密封所述活塞件1233的近端与所述套筒件1234之间的间隙，避免进水存储腔c2中的冷却介质从套筒件1234与所述活塞件1233之间的缝隙流出。

进一步地，请参阅图6，所述消融手柄12还包括可拆卸连接于所述外壳121近端的端盖124，用于密封所述外壳121的近端。端盖124上设有间隔设置的进水管路穿设孔、出水管路穿设孔以及导线束穿设孔。所述进水管路穿设孔能够允许与流入口114连接的进水管路116穿过，所述出水管路穿设孔能够允许与流出口115连接的出水管路117穿过，所述导线束穿设孔能够允许与热电偶112电连接的导线以及与电极针主体11电连接的导线形成的导线束118穿过。

进一步地，请同时参阅图16及图24，所述进水存储腔c2内设有出水转接管1235，所述出水转接管1235的远端穿过所述活塞件1233与所述出水存储腔c1连通，所述出水转接管1235的近端连接至所述流出口115，并与出水管路117连接。本实施例中，出水转接管1235包括可沿所述套筒件1234轴向方向伸缩的螺旋段1235a。当作动调节件1232带动滑动件1231与活塞件1233沿轴向移动时，出水转接管1235的螺旋段1235a在进水储存腔c2内会跟随活塞件1233发生拉伸或收缩，而不影响活塞件1233的轴向运动，也能够避免拉扯出水管路117频繁进出外壳121，从而避免对出水管路117的摩擦与损伤。

图24中的箭头示意出了为冷却介质的流动路径。具体地，冷却介质从进水管路116经流入口114进入所述进水存储腔c2内，再从进水存储腔c2流至冷却通道113中，然后从冷却通道113与电极针主体11的内腔111内壁之间的第一间隙流出至出水存储腔c1内，经出水转接管1235流至流出口115，最后经出水管路117流出，实现冷却介质在电极针主体11内的冷却循环。

请参阅图31，在本发明的一些实施例中，所述消融针组件100还包括活检针20，所述消融针10与所述活检针20更替地穿装在所述外套管30内。具体地，所述活检针20包括活检针主体及与所述活检针主体近端连接的活检手柄。所述消融针10与所述外套管30分离后，所述活检针20的活检针主体穿装入所述外套管30中，并沿所述外套管30伸入至活检位置，以进行活检操作。进一步地，所述活检针20的活检手柄也能够与所述外套管30可拆卸连接，将所述消融针10与所述外套管30拆分后，可以将所述活检针20与所述外套管30连接。因此，在完成消融操作后，解除消融针10与所述外套管30的连接，将外套管30留在组织内，为活检操作提供通道，使得活检针20快速到达期望的活检位置，避免了重复穿刺，减小对组织的损伤；或者，在有些手术过程中，可以在先完成活检操作后，解除活检针20与外套管30的连接，将外套管30留在组织内，为消融操作提供通道，使得消融针10快速到达期望的消融位置，同样能够避免重复穿刺，减小对组织的损伤。

请结合图32及图33，进一步地，本发明一些实施例中，所述消融针组件100还包括穿刺针芯40，穿刺针芯40的直径大于所述消融针10或活检针20的直径，穿刺针芯40的直径范围优选为19g～16g。且穿刺针芯40优选为较硬质的材料制成，如：不锈钢。所述穿刺针芯40与所述消融针10或活检针20更替地穿装在所述外套管30内并与所述外套管30可拆卸连接，所述穿刺针芯40的远端伸出所述外套管30。本实施例中，所述穿刺针芯40的远端呈尖锐的针状或三棱锥状，近端可以固定一具有内螺纹的接头41，所述接头41的内螺纹与外套管30近端的外螺纹相适配。增加了穿刺针芯40后，可在消融前或活检前将穿刺针芯40与外套管30组合对组织进行穿刺，之后解除穿刺针芯40与外套管30的连接，撤出穿刺针芯40，再向外套管30内穿入消融针10或活检针20。直径较大、较硬质的穿刺针芯40可以为外套管30提供较好的支撑性，因此穿刺针芯40与外套管30的组合更便于穿刺，并且可以防止直接利用消融针10或活检针20进行穿刺时，消融针10或活检针20受到损伤。

进一步地，请参阅图6、图24及图34，本发明还提供一种消融系统，包括所述消融针组件100及能量发生装置110。所述能量发生装置110通过所述导线束118与电极针主体11进行电连接，以进行消融操作。本发明一些实施例中，所述消融系统200还包括医学影像装置120和/或冷却装置130。其中，所述能量发生装置110电性连接所述消融针10，所述能量发生装置110可以但不限于为射频发生器或微波发生器。所述冷却装置130通过进水管路116及出水管路117与消融针组件100连接，以为所述电极针主体11内循环提供气态或液态冷却介质。所述医学影像装置120用于实时显示所述外套管30及电极针主体11的远端位置，可选自超声、ct、核磁、x光透视中的至少一种，优选超声。

本发明的所述消融针组件100及消融系统200能够但不限于应用在hcm的治疗，以及肾脏、肝脏或软组织肿瘤的治疗以及活检。

如图6及图35a至图35c所示，本实施例以治疗hcm为例，说明所述消融针组件100的使用过程：

第一步：首先将消融针10穿装在外套管30内，通过连接件122将外套管30与消融手柄12连接，得到如图4所示的消融针组件。作动调节件1232以带动所述滑动件1231及电极针主体11相对外套管30沿轴向移动，获得一预期的电极针主体11远端伸出外套管30的长度，即获得初步的有效消融长度；以及通过相对旋转电极针主体11与外套管30，调整所述限制部(绝缘带、绝缘条或绝缘层)所对应的方向，以初步调整消融方向，使得消融方向避开室间隔的厚度方向。

第二步：如图35a所示，在超声装置的引导下将外套管30与电极针主体11由肋骨间经心尖穿刺由心外膜进入室间隔内，开启射频发生器，由电极针主体11伸出外套管30且未对应于所述限制部的部分对肥厚的室间隔心肌进行射频消融。

在消融过程中，若需调节有效消融长度，则沿轴向移动所述按键12321以作动调节件1232与滑动件1231，带动电极针主体11在体内实时地相对外套管30移动以调节至所需的有效消融长度；若需调整消融方向则通过旋转所述电极针主体11或外套管30并借助所述限制部在避开室间隔厚度方向的基础上来获得期望的消融方向，避免消融穿透至心内膜。本实施例中，优选将所述限制部置于室间隔的厚度方向上。

射频消融能够破坏相应部位室间隔心肌的活性，使心肌坏死萎缩、变薄，从而使左室流出道增宽，解除梗阻。应用该消融针组件10治疗hcm，既避免了外科旋切手术开胸和体外循环的风险和痛苦，也没有化学酒精消融无效或酒精外溢造成大面积心梗的风险，简单易行，对患者创伤极其微小，手术风险小，且疗效显著；并且，能够在体内实时的调节有效消融长度，极大地提高了手术效率，减少了对人体组织的损伤。同时，借助所述限制部能够避免消融穿透至心内膜，防止损伤传导束。

第三步：如图35b及图35c所示，在执行完消融后解除外套管30与连接件122的连接，撤出消融针10而留置外套管30，然后活检针20穿入外套管30提取组织样本用于活检。所述外套管30为活检操作提供了通道，能够避免重复穿刺，减小了对组织的损伤，并能够使得活检针20快速到达期望的活检位置。

可以理解的是，在某些情况下，例如本发明中，所述限制部为图8a或图9a中所示的位于所述外套管30之外，那么所述电极针主体11的针尖一般情况下不会伸出所述限制部的远端，为了便于穿刺，亦可以在执行消融前先将外套管30与活检针20组合进行穿刺、活检，然后撤出活检针20而留置外套管30，最后将消融针10穿入外套管30，通过连接件122建立起外套管30与消融针10的连接，同样能够避免重复穿刺，减小对组织的损伤。

如图36a至图36e所示，在本发明的一些实施例中，所述消融针组件100增加了穿刺针芯40后，可在消融前或活检前将穿刺针芯40与外套管30组合进行穿刺，之后解除穿刺针芯40与外套管30的连接，撤出穿刺针芯40，留置外套管30在患者体内，再向外套管30内穿入消融针10或活检针20，进行消融或活检操作，以增加穿刺强度，并防止穿刺过程损伤消融针10或者活检针20。

以上所述为本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也视为本发明的保护范围。