ЭЛЕКТРОХИРУРГИЧЕСКИЙ ИНСТРУМЕНТ Российский патент 2022 года по МПК A61B18/18 

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящее изобретение относится к электрохирургическому инструменту для доставки электромагнитной энергии к биологическим тканям с целью абляции целевых тканей. В частности, зонд выполнен с возможностью вставки через канал хирургического смотрового устройства или катетера, который может быть введен в обрабатываемую область неинвазивным образом. Зонд может быть выполнен с возможностью абляции тканей, таких как опухоль, киста или другое поражение. Зонд может особенно подходить для лечения поджелудочной железы.

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.

В другом типе обработки опухолей используется эффект, известный как электропорация (или электропермеабилизация). В этом методе электрические импульсы применяются к биологическим тканям, чтобы вызвать открытие пор наноразмера в мембранах клетки в целевой области. Через поры проходят противораковые препараты или другой материал, который не может обычно проникать через мембрану клетки, чтобы войти в клетки. Поры могут затем снова закрыться, чтобы удерживать материал внутри клетки, где он может вызвать терапевтический эффект (например, убить клетку). Известно также использование электропорации для создания постоянных пор наноразмера в мембране клетки. Эти поры не закрываются повторно и, таким образом, нарушают гомеостаз клетки, что, в конечном итоге, ведет к гибели клеток. Этот метод известен как необратимая электропорация или нетермическая необратимая электропорация. В отличие от термической абляции, например, с использованием микроволновой энергии, необратимая электропорация сохраняет внеклеточный матрикс.

Известен метод обработки тканей в поджелудочной железе с помощью радиочастотной абляции под эндоскопическим ультразвуковым контролем (Pai, M., et al.: Endoscopic ultrasound guided radiofrequency ablation, for pancreatic cystic neoplasms and neuroendocrine tumors, World J Gastrointest Surg 2015 April 27; 7(4): 52-59). В этом методе проводящий провод, имеющий небольшой диаметр (например 0,33 мм), вставляют через рабочий канал ультразвукового эндоскопа. РЧ мощность подают на провод вместе с внешним заземленным возвратным электродом, контактирующим с кожей пациента, для коагуляции тканей в печени и поджелудочной железе. Для абляции поражений необходимо подавать мощность в течение 90-120 секунд, и, в некоторых случаях, удалять провод и изменять его положение.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В самом общем виде в настоящем изобретении предлагается электрохирургический инструмент, имеющий излучающую часть наконечника, способную выполнять абляцию тканей с использованием микроволновой энергии и электропорации (например, нетермической необратимой электропорации) минимально инвазивным способом. Электрохирургический инструмент может использоваться для выполнения микроволновой абляции и электропорации по отдельности (например, последовательно) или одновременно. Излучающая часть наконечника может иметь размеры, подходящие для ввода в поджелудочную железу посредством хирургического смотрового устройства, для обеспечения быстрой и точной альтернативы известным методам РЧ абляции. За счет обеспечения возможности обработки опухолей в поджелудочной железе с использованием минимально инвазивной процедуры может быть целесообразным вариантом использовать абляцию и/или электропорационную терапию как в лечебных, так и паллиативных целях.

Хотя настоящее изобретение может быть особенно подходящим для использования в поджелудочной железе, оно также может быть подходящим для использования в других труднодоступных обрабатываемых областях, таких как легкие, печень и т. д. Конструкция инструмента, раскрытая в настоящем документе, позволяет обеспечить излучающую часть наконечника соответствующей длины и жесткости для использования в различных условиях.

За счет объединения способности выполнять микроволновую абляцию и электропорацию с помощью одного и того же инструмента можно быстро переключаться между режимами обработки во время электрохирургической процедуры без необходимости менять инструменты. Микроволновая абляция и электропорация могут более эффективно использоваться дополняющим образом, чтобы более эффективно обрабатывать целевые ткани и/или минимизировать время обработки. Благодаря небольшому диаметру излучающей части наконечника излучающая часть наконечника может нагреваться, когда она используется, для доставки микроволновой энергии в ткани. Чрезмерное нагревание может привести к повреждению здоровых окружающих тканей, поэтому часто нужно ждать после применения микроволновой энергии, чтобы излучающая часть наконечника остыла. С помощью инструмента согласно настоящему изобретению можно переключаться между обработкой микроволновой энергией и электропорацией, чтобы избежать чрезмерного нагрева излучающей части наконечника. Это может позволить свести к минимуму общее время обработки.

Согласно варианту осуществления настоящего изобретения предлагается электрохирургический инструмент, содержащий: коаксиальный кабель, выполненный с возможностью передачи микроволновой энергии; стержнеобразную излучающую часть наконечника, проходящую в продольном направлении в сторону от дистального конца коаксиального кабеля, причем излучающая часть наконечника содержит: проксимальную коаксиальную линию передачи для приема и передачи микроволновой энергии, причем проксимальная коаксиальная линия передачи содержит внутренний проводник, наружный проводник и диэлектрический материал, отделяющий внутренний проводник от наружного проводника; и дистальный игольчатый наконечник, установленный на дистальном конце проксимальной коаксиальной линии передачи, причем дистальный игольчатый наконечник содержит жесткую диэлектрическую муфту, которая проходит в продольном направлении от дистального конца проксимальной коаксиальной линии передачи, причем стержнеобразная излучающая часть наконечника имеет диаметр, который меньше диаметра коаксиального кабеля, причем жесткая диэлектрическая муфта окружает продолговатый проводящий элемент, который электрически соединен с внутренним проводником проксимальной коаксиальной линии передачи и проходит за пределы дистального конца наружного проводника проксимальной коаксиальной линии передачи, причем продолговатый проводящий элемент выполнен с возможностью работы в качестве полуволнового трансформатора для микроволновой энергии, чтобы, таким образом, излучать микроволновую энергию из дистального игольчатого наконечника в биологические ткани, причем продолговатый проводящий элемент завершается активным электродом, открытым на дистальном конце дистального игольчатого наконечника, и причем активный электрод отстоит в осевом направлении от возвратного электрода, который электрически соединен с дистальным концом наружного проводника проксимальной коаксиальной линии передачи, причем активный электрод и возвратный электрод выполнены с возможностью создания электрического поля для электропорации биологических тканей возле дистального игольчатого наконечника.

Дистальный игольчатый наконечник может быть выполнен как полуволновый трансформатор, если его электрическая длина соответствует полуволне микроволновой энергии. Преимущество изготовления дистального игольчатого наконечника как полуволнового трансформатора заключается в сведении к минимуму отражений на поверхности контакта между компонентами, например, между коаксиальным кабелем и проксимальной коаксиальной линией передачи, и между проксимальной коаксиальной линией передачи и дистальным игольчатым наконечником. Коэффициент отражения на последней поверхности контакта, как правило, больше из-за большой разницы импеданса. Полуволновая конфигурация сводит к минимуму эти отражения, вследствие чего преобладающим коэффициентом отражения становится коэффициент поверхности контакта между проксимальной коаксиальной линией передачи и тканями. Импеданс проксимальной коаксиальной линии передачи может быть выбран идентичным или близким к ожидаемому импедансу тканей для обеспечения надлежащего согласования на частоте микроволновой энергии.

В результате конфигурации излучающей части наконечника импеданс коаксиальной линии передачи может быть «увиден» тканями, а не (меньший) импеданс структуры дистального игольчатого наконечника. Физическая длина дистального игольчатого наконечника не должна (и, фактически, вероятно не будет) соответствовать полуволне микроволновой энергии в свободном пространстве, поскольку форма дистального игольчатого наконечника и его взаимодействие с проксимальной коаксиальной линией передачи могут быть выбраны так, чтобы регулировать физическую длину дистального игольчатого наконечника, при этом позволяя ему работать в электрическом смысле как полуволновый трансформатор.

Коаксиальный кабель может быть выполнен с возможностью передачи сигнала электропорации, который, после приема стержнеобразной излучающей частью наконечника, создает электрическое поле для электропорации биологических тканей возле дистального игольчатого наконечника. Активный электрод может быть расположен на поверхности дистального игольчатого наконечника.

Форма волны для электроимпульсного открытия клеточных пор может содержать один или более импульсов энергии высокого напряжения, выполненных с возможностью открытия пор в мембранах клетки. Настоящее изобретение может использоваться в таком сценарии, при котором лечебное средство находится в области обработки, в результате чего открытые поры в мембранах клетки способствуют или обеспечивают введение лечебного средства в клетки. Другими словами, настоящее изобретение может использоваться в обычных процедурах электроимпульсного открытия клеточных.

В качестве альтернативы или в дополнение, энергия для электроимпульсного открытия клеточных пор может обеспечивать постоянное открытие пор, таким образом, побуждая необратимое разрушение мембраны клетки, что приводит к гибели клетки. Другими словами, инструмент может использоваться для необратимого электроимпульсного открытия клеточных пор (англ. - irreversible electroporation, IRE).

Форма волны для электроимпульсного открытия клеточных пор может содержать один или более быстро нарастающих импульсов высокого напряжения. Каждый импульс может иметь ширину импульса в диапазоне от 1 нс до 10 мс, предпочтительно, в диапазоне от 1 нс до 100 мкс, хотя настоящее изобретение не нуждается в ограничении данным диапазоном. Импульсы короткой продолжительности (например, равные или менее 10 нс) могут быть предпочтительны для обратимого электроимпульсного открытия клеточных пор. Для необратимого электроимпульсного открытия клеточных пор могут использоваться более продолжительные импульсы или большее количество импульсов по сравнению с обратимым открытием клеточных пор.

Предпочтительно, время нарастания каждого импульса равно или меньше 90% от продолжительности импульса, более предпочтительно, равно или меньше 50% от продолжительности импульса, и наиболее предпочтительно, равно или меньше 10% от продолжительности импульса. Для более коротких импульсов время нарастания может составлять порядка 100 пс. В некоторых примерах форма волны электропорации может представлять собой радиочастотный (РЧ) или низкочастотный электромагнитный сигнал.

Каждый импульс может иметь амплитуду в диапазоне от 10 В до 10 кВ, предпочтительно, в диапазоне от 1 кВ до 10 кВ. Каждый импульс может быть положительным импульсом относительно нулевого потенциала земли, или последовательностью чередуемых положительных и отрицательных импульсов относительно нулевого потенциала.

Форма волны для электроимпульсного открытия клеточных пор может представлять собой один импульс или множество импульсов, например, периодическую последовательность импульсов. Эта форма волны может иметь коэффициент заполнения, равный или меньше 50%, например, в диапазоне от 0,5 до 50%.

В одном примере, ширина импульса порядка 200 мс, доставляемая сериями от 10 до 100 импульсов, может использоваться для необратимого электроимпульсного открытия клеточных пор. В одном примере форма волны для электроимпульсного открытия клеточных пор может содержать импульсы 10 × 300 мкс амплитудой 1,5 кВ, доставляемые три раза с интервалом около 1 минуты между доставками. Такая форма волны может вызывать апоптоз или гибель клетки в гепатоклеточной карциноме.

Форма волны для электроимпульсного открытия клеточных пор может доставляться во время периода обработки, выбираемого в зависимости от необходимого эффекта. Например, период обработки может быть коротким, например, менее 1 секунды, или несколько секунд, или около 1 минуты. В качестве альтернативы период обработки может быть продолжительнее, например, до одного часа.

Коаксиальный кабель может представлять собой обычный коаксиальный кабель с малыми потерями, который можно подсоединить на проксимальном конце к электрохирургическому генератору. Коаксиальный кабель может иметь центральный проводник, отделенный от наружного проводника диэлектрическим материалом. Коаксиальный 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. Излучающая часть наконечника расположена на дистальном конце коаксиального кабеля и присоединена для приема ЭМ энергии, передаваемой по коаксиальному кабелю.

Проксимальная коаксиальная линия передачи может быть соединена с дистальным концом коаксиального кабеля. В частности, внутренний проводник и наружный проводник проксимальной коаксиальной линии передачи могут быть электрически соединены с центральным проводником и наружным проводником коаксиального кабеля соответственно. Материалы, используемые в проксимальной коаксиальной линии передачи, могут быть такими же, что и материалы, используемые в коаксиальном кабеле, или отличаться от них. Материалы, используемые в проксимальной коаксиальной линии передачи, могут быть выбраны для обеспечения требуемой гибкости и/или импеданса проксимальной коаксиальной линии передачи. Например, диэлектрический материал проксимальной коаксиальной линии передачи может быть выбран для улучшения согласования импеданса с целевыми тканями.

Размеры компонентов проксимальной коаксиальной линии передачи могут быть выбраны так, чтобы ее импеданс был идентичен или близок к импедансу гибкого коаксиального кабеля (например, приблизительно 50 Ом). Внутренний проводник может быть образован из материала с высокой проводимостью, например серебра.

Излучающая часть наконечника может быть прикреплена к гибкому коаксиальному кабелю посредством втулки, установленной поверх стыка между ними. Втулка может быть электрически проводящей, например, изготовленной из латуни. Она может электрически соединять наружный проводник с наружным проводником гибкого коаксиального кабеля.

Наружный диаметр излучающей части наконечника меньше наружного диаметра коаксиального кабеля. Это может упрощать введение излучающей части наконечника в целевые ткани и повышать маневренность излучающей части наконечника. Эта конфигурация может быть особенно подходящей для обработки опухолей в поджелудочной железе, поскольку она может упрощать введение излучающей части наконечника в поджелудочную железу через стенку двенадцатиперстной кишки.

Излучающая часть наконечника может содержать покрытие с низкой адгезией (например, изготовленное из ПТФЭ) для предотвращения адгезии к ней тканей. Покрытие с низкой адгезией может быть изготовлено из парилена C или парилена D. Покрытие с низкой адгезией может быть образовано вдоль всей длины излучающей части наконечника за исключением активного и возвратного электродов, которые открыты для упрощения эффективной доставки сигнала электропорации в ткани. Покрытие с низкой адгезией может быть нанесено только вдоль длины, соответствующей активной зоне абляции, например, вдоль участка, проходящего на 2 см назад от дистального конца (за исключением активного и возвратного электродов). Если игла только частично покрыта, игла может быть менее подвержена накоплению тепловой энергии, которая может привести к нагреванию иглы.

В некоторых вариантах осуществления возвратный электрод может быть образован дистальной частью наружного проводника проксимальной коаксиальной линии передачи. Таким образом, излучающая часть наконечника может действовать как биполярный зонд для электропорации, когда он принимает форму волны электропорации. За счет использования дистальной части наружного проводника в качестве возвратного электрода электрическое поле может быть локализовано вокруг дистального игольчатого наконечника, вследствие чего электропорация может быть выполнена в участке вокруг дистального игольчатого наконечника. Дистальная часть наружного проводника может быть расположена на дистальном конце проксимальной коаксиальной линии передачи, рядом с дистальным игольчатым наконечником. Если наружный проводник изготовлен из нитинола или некоторого другого гибкого проводящего материал, возвратный электрод может содержать покрытие, образованное на дистальной части наружного проводника, из материала, имеющего более высокую проводимость, чем нитинол. Материал может представлять собой, например, серебро. Для упрощения эффективной доставки сигнала электропорации активный и возвратный электроды могут быть отполированы, т. е. выполнены максимально возможно гладкими.

Продолговатый проводящий элемент может излучать микроволновую энергию вдоль своей длины для абляции тканей в участке, расположенном вокруг дистального игольчатого наконечника. В некоторых случаях продолговатый проводящий элемент может представлять собой дистальную часть внутреннего проводника, которая проходит в дистальный игольчатый наконечник.

Активный электрод электрически соединен с продолговатым проводящим элементом. Таким образом, форма волны электропорации может доставляться к активному электроду посредством продолговатого проводящего элемента. Активный электрод также может быть предназначен для формирования профиля микроволнового излучения излучающей части наконечника, например, для концентрации излучения микроволновой энергии вокруг дистального игольчатого наконечника.

В некоторых вариантах осуществления активный электрод может представлять собой проводящее кольцо, расположенное концентрически относительно продолговатого проводящего элемента. Другими словами, центральная ось проводящего кольца может быть выровнена относительно продольной оси продолговатого проводящего элемента. Это может способствовать доставке формы волны электропорации к тканям симметрично вокруг продольной оси. Это также может способствовать обеспечению осесимметричного профиля микроволнового излучения.

Проводящее кольцо может иметь канал, проходящий в продольном направлении через него, и часть продолговатого проводящего элемента может находиться в канале. Таким образом, продолговатый проводник может быть электрически соединен с активным электродом внутри канала. Диаметр канала может иметь размер, по существу соответствующий наружному диаметру продолговатого проводящего элемента, вследствие чего канал может образовывать посадку с натягом вокруг продолговатого проводящего элемента. Это может способствовать закреплению активного электрода относительно продолговатого проводящего элемента.

В некоторых вариантах осуществления дистальный игольчатый наконечник может содержать элемент наконечника, установленный на дистальном конце проводящего кольца для закрывания дистального конца канала. Элемент наконечника может быть изготовлен из диэлектрического материала. Диэлектрический материал элемента наконечника может быть выбран для улучшения согласования импеданса между излучающей частью наконечника и целевыми тканями. Часть элемента наконечника может выступать внутрь канала для удерживания элемента наконечника на месте относительно канала.

Дистальный конец элемента наконечника может быть заостренным (например, острым). Это может упростить введение дистального игольчатого наконечника в целевые ткани. Например, это может упростить введение инструмента через стенку двенадцатиперстной кишки или желудка в поджелудочную железу.

Дистальная диэлектрическая муфта может иметь отверстие, проходящее через нее для размещения продолговатого проводящего элемента. Дистальная диэлектрическая муфта может быть изготовлена из материала, отличающегося от диэлектрического материала в проксимальной коаксиальной линии передачи.

Дистальная диэлектрическая муфта может иметь более высокую жесткость, чем диэлектрический материал проксимальной коаксиальной линии передачи. Придание большей жесткости дистальной диэлектрической муфте может упростить введение дистального игольчатого наконечника в целевые ткани, при этом наличие проксимальной коаксиальной линии передачи с меньшей жесткостью может упростить сгибание излучающей части наконечника. Это может позволить направлять инструмент через узкие и извилистые проходы, при этом его по-прежнему можно вводить в целевые ткани. Например, диэлектрический материал проксимальной коаксиальной линии передачи может быть изготовлен из гибкого диэлектрического материала (например, ПТФЭ), и дистальная диэлектрическая муфта может быть изготовлена, например, из керамики, полиэфирэфиркетона (ПЭЭК) или стеклонаполненного ПЭЭК. Элемент наконечника дистального игольчатого наконечника может быть изготовлен из того же материала, что и дистальная диэлектрическая муфта.

В некоторых вариантах осуществления дистальная диэлектрическая муфта может содержать диоксид циркония. Авторы настоящего изобретения обнаружили, что диоксид циркония обеспечивает надлежащую жесткость для введения дистального игольчатого наконечника в ткани. Более того, авторы настоящего изобретения обнаружили, что использование дистальной диэлектрической муфты из диоксида циркония может обеспечить надлежащее согласование импеданса с целевыми тканями.

В некоторых вариантах осуществления дистальная часть наружного проводника может перекрывать проксимальную часть дистальной диэлектрической муфты. Другими словами, проксимальная часть дистальной диэлектрической муфты может находиться в дистальной части наружного проводника. Это может способствовать упрочнению соединения между дистальным игольчатым наконечником и проксимальной коаксиальной линией передачи.

Отрезок излучающей части наконечника, где дистальная часть наружного проводника перекрывает проксимальную часть дистального игольчатого наконечника, может образовывать промежуточную коаксиальную линию передачи между проксимальной линией передачи и дистальным игольчатым наконечником. Промежуточная коаксиальная линия передачи может иметь более высокую диэлектрическую постоянную, чем проксимальная коаксиальная линия передачи, для обеспечения меньшей физической длины с достижением необходимой электрической длины (полуволны). На микроволновых частотах дистальная часть дистального игольчатого наконечника может действовать как нагруженный монополь с открытым концом, соединенный с промежуточной коаксиальной линией передачи. Дистальный игольчатый наконечник также может рассматриваться как одна структура, которая оканчивается соосным монополем с открытым концом для формирования зоны абляции.

В некоторых вариантах осуществления дистальная диэлектрическая муфта может быть образована парой взаимодействующих частей, причем каждая из взаимодействующих частей имеет продольную канавку, выполненную в ее поверхности для размещения продолговатого проводника. Такая структура дистальной диэлектрической муфты может упростить сборку излучающей части наконечника. Когда взаимодействующие части собраны с образованием дистальной диэлектрической муфты, канавки во взаимодействующих частях могут образовывать отверстие, в котором размещается продолговатый проводник. Взаимодействующие части могут быть прикреплены друг к другу с помощью клея.

В некоторых вариантах осуществления наружный проводник проксимальной коаксиальной линии передачи может быть изготовлен из нитинола. Например, наружный проводник может быть выполнен из нитиноловой трубки. Авторы настоящего изобретения обнаружили, что нитинол проявляет продольную жесткость, достаточную для передачи усилия, подходящего для проникновения в стенку двенадцатиперстной кишки. Дополнительно из-за гибкости нитинола может упрощаться сгибание излучающей части наконечника, вследствие чего инструмент можно направлять через узкие изогнутые проходы. Изготовление наружного проводника из нитинола, таким образом, может упростить использование инструмента для обработки опухолей в поджелудочной железе.

Проводящий наружный слой может быть образован на наружной поверхности наружного проводника, причем проводящий наружный слой имеет более высокую проводимость, чем нитинол. Проводящий наружный слой может быть предназначен для уменьшения потерь микроволновой энергии в излучающей части наконечника в целях повышения эффективности доставки микроволновой энергии к дистальному игольчатому наконечнику. Толщина проводящего наружного слоя может быть меньше толщины нитинола для сведения к минимуму влияния проводящего наружного слоя на гибкость излучающей части наконечника.

Излучающая часть наконечника может иметь длину, которая равна или больше 30 мм, и предпочтительно составляет 40 мм, но может достигать 100 мм. Длина может обеспечивать доступ к участкам обработки во всех местах внутри поджелудочной железы. Излучающая часть наконечника может иметь максимальный наружный диаметр, который равен или меньше 1,2 мм. Это может уменьшить или свести к минимуму отверстие проникновения, образованное при введении инструмента, чтобы не вызывать неоправданную задержку при заживлении. За счет сведения к минимуму размера отверстия проникновения также можно избежать нежелательной ситуации, в которой оно заживает открытым, что приводит к образованию свища или нежелательного канала между ЖКТ и полостью тела.

В некоторых вариантах осуществления внутренний проводник может проходить от дистального конца гибкого коаксиального кабеля, причем внутренний проводник электрически соединен с центральным проводником гибкого коаксиального кабеля, и внутренний проводник может иметь диаметр, который меньше диаметра центрального проводника гибкого коаксиального кабеля. Это может улучшить гибкость излучающей части наконечника. Например, диаметр внутреннего проводника может составлять 0,25 мм. Диаметр внутреннего проводника может учитывать, что основной параметр, который определяет потери (и нагрев) вдоль излучающей части наконечника, является потерями проводника, зависящими от диаметра внутреннего проводника. Другие соответствующие параметры представляют собой диэлектрические постоянные дистальной диэлектрической муфты и диэлектрического материала проксимальной коаксиальной линии передачи, и диаметр и материал, используемые для наружного проводника.

Описанный выше электрохирургический инструмент может составлять часть полной электрохирургической системы. Например, система может содержать электрохирургический генератор, выполненный с возможностью подачи микроволновой энергии и электромагнитной энергии, имеющей форму волны электропорации; и электрохирургический инструмент согласно настоящему изобретению, подключенный для приема микроволновой энергии и электромагнитной энергии, имеющей форму волны электропорации, 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.

Термин «хирургическое смотровое устройство» может использоваться в настоящем документе для обозначения любого хирургического устройства, оснащенного вводимой трубкой, которая является жестким или гибким (например, управляемым) трубопроводом, который вводится в тело пациента во время инвазивной процедуры. Вводимая трубка может содержать инструментальный канал и оптический канал (например, для передачи света в целях освещения и/или захвата изображений участка, подвергаемого обработке, на дистальном конце вводимой трубки. Инструментальный канал может иметь диаметр, подходящий для размещения инвазивных хирургических инструментов. Диаметр инструментального канала может составлять 5 мм или менее. В вариантах осуществления настоящего изобретения хирургическое смотровое устройство может представлять собой ультразвуковой эндоскоп.

В настоящем документе термин «внутренний» означает расположенный ближе в радиальном направлении к центру (например, оси) инструментального канала и/или коаксиального кабеля. Термин «наружный» означает расположенный дальше в радиальном направлении от центра (например, оси) инструментального канала и/или коаксиального кабеля.

В настоящем документе термин «проводящий» используется для обозначения электрической проводимости, если в контексте не определено иное.

В настоящем документе термины «проксимальный» и «дистальный» относятся к концам удлиненного зонда. При использовании проксимальный конец расположен ближе к генератору для подачи РЧ и/или микроволновой энергии, при этом дистальный конец расположен дальше от генератора.

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. Устройство может доставлять энергию на более чем одной из этих микроволновых частот.

Термин «радиочастотный» или «РЧ» может использоваться для указания частоты в диапазоне от 300 кГц до 400 МГц. Термин «низкая частота» или «НЧ» может означать частоту в диапазоне от 30 кГц до 300 кГц.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВ

Варианты осуществления настоящего 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 в разрезе электрохирургического инструмента согласно варианту осуществления настоящего изобретения;

на фиг. 3 представлен схематический вид сбоку в разрезе дистального конца электрохирургического инструмента, изображенного на фиг. 2;

на фиг. 4 представлены схематические изображения активного электрода, который может использоваться в варианте осуществления настоящего изобретения;

на фиг. 5 представлены схематические изображения элемента наконечника, который может использоваться в варианте осуществления настоящего изобретения;

на фиг. 6 представлены схематические изображения части дистальной диэлектрической муфты, которая может использоваться в варианте осуществления настоящего изобретения;

на фиг. 7 показан смоделированный график потерь на отражение для первого примера электрохирургического инструмента, изображенного на фиг. 2;

на фиг. 8 представлен смоделированный профиль микроволнового излучения для первого примера электрохирургического инструмента, изображенного на фиг. 2;

на фиг. 9 представлен схематический вид в перспективе другого элемента наконечника, который может использоваться в настоящем изобретении;

на фиг. 10 представлен вид в разрезе дистальной части наконечника инструмента, которая содержит элемент наконечника, изображенный на фиг. 9;

на фиг. 11 показан смоделированный график потерь на отражение для второго примера электрохирургического инструмента, изображенного на фиг. 2; и

на фиг. 12 представлен смоделированный профиль микроволнового излучения для второго примера электрохирургического инструмента, изображенного на фиг. 2.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ; ДОПОЛНИТЕЛЬНЫЕ ОПЦИИ И ПРЕДПОЧТИТЕЛЬНЫЕ ВАРИАНТЫ

На фиг. 1 представлено схематическое изображение электрохирургического устройства 100 для абляции, способного снабжать микроволновой энергией и энергией для электропорации дистальный конец инвазивного электрохирургического инструмента. Система 100 содержит генератор 102 для управляемой подачи микроволновой энергии и энергии для электропорации. Энергия для электропорации может включать импульсную или синусоидальную (например, непрерывную электромагнитную волну) энергию в радиочастотном (РЧ) или низкочастотном (НЧ) диапазонах.

Подходящий для этой цели генератор описан в патенте WO 2012/076844, который включен в данный документ 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, получаемого на дистальном конце инструмента, для определения оптимального уровня мощности доставки.

Генератор 102 соединен с интерфейсным узлом 106 посредством интерфейсного кабеля 104. В показанном примере интерфейсный узел 106 также соединен посредством линии 107 для потока жидкости с устройством 108 для доставки жидкости, таким как шприц. В некоторых примерах аппарат может быть выполнен с возможностью, дополнительно или в качестве альтернативы, аспирации жидкости от обрабатываемой области В этом случае линия 107 для потока жидкости может переносить жидкость от интерфейсного узла 106 к подходящему средству сбора (не показано). Механизм аспирации может быть присоединен на проксимальном конце линии 107 для потока жидкости.

При необходимости, интерфейсный узел 106 может содержать в себе механизм управления инструментом, который работает посредством перемещения пускового устройства , 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, устройства 108 для доставки жидкости и механизма управления инструментом в один гибкий вал 112, который проходит от дистального конца интерфейсного узла 106.

Гибкий вал 112 выполнен с возможностью введения по всей длине инструментального (рабочего) канала хирургического смотрового устройства 114, которое в вариантах осуществления настоящего изобретения может содержать эндоскопическое ультразвуковое устройство.

Хирургическое смотровое устройство 114 содержит основную часть 116, имеющую несколько входных портов и выходной порт, из которого выдвигается ствол 120 инструмента. Ствол 120 инструмента содержит внешнюю оболочку, которая окружает множество просветов. Через множество просветов подводят различные детали от основной части 116 к дистальному концу ствола 120 инструмента. Один из множества просветов представляет собой инструментальный канал для размещения гибкого вала 112. Другие просветы могут содержать канал для передачи оптического излучения, например, для обеспечения освещения на дистальном конце или для сбора изображений с дистального конца, и канал для ультразвуковых сигналов, предназначенный для передачи ультразвукового сигнала. Основная часть 116 может содержать окуляр 122 для обзора дистального конца.

Смотровое ультразвуковое устройство, как правило, содержит ультразвуковой преобразователь на дистальном кончике ствола инструмента, за пределами выходного отверстия канала для ультразвуковых сигналов. Сигналы от ультразвукового преобразователя могут передаваться по подходящему кабелю 126 назад по стволу инструмента к процессору 124, который может генерировать изображения известным образом. Инструментальный канал может иметь такую форму в стволе инструмента, чтобы направлять инструмент, выходящий из инструментального канала, через поле обзора ультразвуковой системы для предоставления информации о месте расположения инструмента в целевой области.

Гибкий вал 112 имеет узел дистального конца 118 (не проиллюстрирован в масштабе на фиг. 1), форма которого позволяет ему проходить через канал инструмента хирургического смотрового устройства 114 и выступать наружу (например, внутри пациента) на дистальном конце ствола инструмента.

Конструкция узла 118 дистального конца, описанная ниже, может быть конкретно разработана для использования со смотровым ультразвуковым (EUS - англ.: endoscopic ultrasound) устройством, при этом максимальный наружный диаметр узла 118 дистального конца равен или меньше 2,0 мм, например, меньше 1,9 мм (и более предпочтительно меньше 1,5 мм), а длина гибкого вала 112 может быть равна или больше 1,2 м.

Основная часть 116 содержит порт 128 подвода мощности для соединения с гибким валом 112. Как описано ниже, проксимальная часть гибкого вала 112 может содержать обычный коаксиальный кабель, способный передавать микроволновую энергию и энергию для электропорации от генератора 102 к узлу 118 дистального конца.

Как описано выше, может возникнуть необходимость контролировать положение по меньшей мере дистального конца ствола 120 инструмента. Основная часть 116 может содержать исполнительный механизм управления, который механически соединен с дистальным концом ствола 120 инструмента одним или более управляющими проводами (не проиллюстрированы), которые проходят через ствол 120 инструмента . Управляющие провода могут проходить внутри канала инструмента или внутри своих собственных выделенных каналов. Исполнительный механизм управления может представлять собой рычаг или вращающуюся ручку, или любое другое известное устройство для манипулирования катетером. Манипулирование стволом 120 инструмента может осуществляться с помощью программного обеспечения, например, с использованием виртуальной трехмерной карты, собранной из изображений компьютерной томографии (CT).

Электрохирургический инструмент 200 согласно варианту осуществления настоящего изобретения изображен на фиг. 2 и 3. На фиг. 2 представлен схематический вид сборку в разрезе дистального конца электрохирургического инструмента 200 (например, соответствующий узлу 118 дистального конца, изображенному на фиг. 1). На фиг. 3 представлен развернутый вид сбоку в разрезе дистальной части электрохирургического инструмента 200.

Электрохирургический инструмент 200 содержит коаксиальный кабель 202 и излучающую часть 204 наконечника, установленную на дистальном конце коаксиального кабеля 202. Коаксиальный кабель 202 может представлять собой обычный гибкий коаксиальный кабель на 50 Ом, подходящий для прохождения через инструментальный канал хирургического смотрового устройства. Коаксиальный кабель содержит центральный проводник 206 и наружный проводник 208, которые разделены диэлектрическим материалом 210. Коаксиальный кабель 202 может быть присоединен на проксимальном конце, например, к генератору 102, для приема микроволновой энергии и/или энергии для электропорации.

Излучающая часть 204 наконечника содержит проксимальную коаксиальную линию 212 передачи и дистальный игольчатый наконечник 214, установленный на дистальном конце проксимальной коаксиальной линии 212 передачи. Проксимальная коаксиальная линия 212 передачи содержит внутренний проводник 216, который электрически соединен с центральным проводником 206 коаксиального кабеля 202 на дистальном конце коаксиального кабеля 202. Внутренний проводник 216 имеет меньший наружный диаметр, чем центральный проводник 206, и изготовлен из материала, имеющего высокую проводимость, например, серебра.

Внутренний проводник 216 окружен вдоль своей проксимальной части проксимальной диэлектрической муфтой 218. Проксимальная диэлектрическая муфта может быть изготовлена из гибкого изолирующего материала, например, ПТФЭ или т. п. Дистальная диэлектрическая муфта 220 установлена поверх дистальной части внутреннего проводника 216 для образования излучающей части 214 наконечника. Дистальная диэлектрическая муфта 220 изготовлена из твердого изолирующего материала, имеющего более высокую жесткость, чем проксимальная диэлектрическая муфта 218. Например, дистальная диэлектрическая муфта 220 может быть изготовлена из диоксида циркония.

Проксимальная коаксиальная линия 212 передачи завершается наружным проводником 222, установленным вокруг проксимальной диэлектрической муфты 218. Наружный проводник 222 образован из гибкой трубки проводящего материала. Трубка выполнена так, что она имеет продольную жесткость, достаточную для передачи усилия, способствующего проникновению в биологические ткани (например, стенку двенадцатиперстной кишки), и при этом также характеризуется подходящим поперечным изгибом для обеспечения возможности прохождения инструмента через инструментальный канал хирургического смотрового устройства. Авторы настоящего изобретения обнаружили, что нитинол является особенно подходящим материалом для наружного проводника 222. Нитиноловая трубка может содержать проводящее покрытие, например, на своей внутренней поверхности, для уменьшения потерь при передаче вдоль проксимальной коаксиальной линии 212 передачи. Данное покрытие может быть образовано из материала, имеющего более высокую проводимость, чем нитинол, например, серебра или т. п.

Наружный проводник 222 перекрывает проксимальную часть дистальной диэлектрической муфты 220 с образованием дистальной части проксимальной коаксиальной линии 212 передачи. Участок перекрытия может рассматриваться как промежуточная коаксиальная линия передачи. Поскольку дистальная диэлектрическая муфта 220 имеет более высокую диэлектрическую постоянную, чем проксимальная диэлектрическая муфта 218, участок перекрытия между наружным проводником 222 и дистальной диэлектрической муфтой 220 обеспечивает уменьшение физической длины излучающей части 212 наконечника, при этом сохраняя желаемую электрическую длину. Длина перекрытия между наружным проводником 222 и дистальной диэлектрической муфтой 220 и диэлектрические материалы дистальной и проксимальной диэлектрических муфт могут быть выбраны так, чтобы получить желаемую электрическую длину излучающей части 212 наконечника.

Дистальный игольчатый наконечник 214 содержит активный электрод 224, установленный на дистальном конце внутреннего проводника 216. Активный электрод представляет собой цилиндрическую деталь из проводящего материала (например, латуни), имеющую центральный канал 226, проходящий через нее. Активный электрод изображен более подробно на фиг. 4, на которой показан вид в перспективе электрода (a) и вид сбоку в разрезе электрода (b). Дистальный конец внутреннего проводника 216 выступает внутрь канала 226, где он электрически соединен с активным электродом 224 (например, посредством спаянного или сварного соединения, или с помощью проводящего клея). Наружный диаметр активного электрода по существу соответствует наружному диаметру дистальной диэлектрической муфты 220, вследствие чего дистальный игольчатый наконечник 214 имеет гладкую наружную поверхность.

Заостренный элемент 228 наконечника установлен на дистальной поверхности активного электрода 224 для упрощения введения инструмента в целевые ткани. Элемент 228 наконечника предпочтительно изготовлен из того же материала, что и дистальная диэлектрическая муфта 220 (например, диоксида циркония). Элемент 228 наконечника более подробно показан на фиг. 5, на которой представлен вид сбоку элемента наконечника (a), вид в перспективе элемента наконечника (b), и вид сзади элемента наконечника (c). Иллюстративные размеры элемента 228 наконечника показаны на фиг. 5(a) и 5(c). Элемент 228 наконечника имеет коническую основную часть 230, содержащую выступ 232, проходящий от ее проксимальной стороны. Выступ 232 имеет такую форму, чтобы входить внутрь канала 226 в активном электроде 224, для удерживания элемента 228 наконечника на месте. Элемент 228 наконечника может быть прикреплен к активному электроду 224, например, с помощью клея.

Проксимальная диэлектрическая муфта 218 и дистальная диэлектрическая муфта 220 могут быть образованы в виде трубок, которые скользят по внутреннему проводнику 216. В одном варианте осуществления дистальная диэлектрическая муфта 220 может состоять из пары взаимодействующих частей, которые установлены вокруг внутреннего проводника 216. На фиг. 6 показан пример части 700, которая может использоваться для образования дистальной диэлектрической муфты 220. На фиг. 6 показан вид сбоку части (a), вид в перспективе части (b) и вид спереди части (c). Иллюстративные размеры части 700 показаны на фиг. 6(a) и 6(c). Часть 700 представляет собой полуцилиндрическую деталь из жесткого диэлектрического материала (например, диоксида циркония), имеющую продольную канавку 702, проходящую вдоль ее длины. Пара частей 700 может быть собрана вместе с образованием дистальной диэлектрической муфты 220, вследствие чего канавки 702 в каждой части 700 вместе образуют канал, в котором расположен внутренний проводник 216. Две части 700 могут быть прикреплены друг к другу, например, с помощью клея. Такая структура дистальной диэлектрической муфты 220 может упростить сборку излучающей части 212 наконечника. Подобная структура, содержащая пару взаимодействующих частей, также может использоваться для проксимальной диэлектрической муфты 218.

Излучающая часть 212 наконечника прикреплена к дистальному концу коаксиального кабеля 202 посредством втулки 236. Втулка 236 может действовать как радиальный фланец для закрепления излучающей части 212 наконечника на месте. Втулка 236 также выполнена с возможностью электрического соединения наружного проводника 208 коаксиального кабеля 202 с наружным проводником 218 проксимальной коаксиальной линии 212 передачи. Втулка 236, таким образом, изготовлена из проводящего материала, например, латуни или т. п.

На фиг. 9 и 10 показана альтернативная компоновка для дистального наконечника. В этой компоновке заостренный элемент наконечника и втулка объединены в один элемент 250 наконечника. Элемент 250 наконечника содержит дистальный заостренный кончик 252, например, имеющий коническую форму, образованный как единое целое с проксимальной цилиндрической частью 254, в которой предусмотрено отверстие 256 для размещения дистальной части внутреннего проводника 216. Элемент 250 наконечника может быть изготовлен из одной детали из проводящего материала, такого как серебро.

При использовании микроволновая энергия и энергия, имеющая форму волны электропорации, могут передаваться от коаксиального кабеля 202 к излучающей части наконечника. Энергия, принятая от коаксиального кабеля 202, может передаваться по проксимальной коаксиальной линии 212 передачи к дистальному игольчатому наконечнику 214, где она может доставляться к целевым тканям.

При использовании микроволновых энергий дистальный игольчатый наконечник 214 выполнен с возможностью работы в качестве полуволнового трансформатора для доставки микроволновой энергии в целевые ткани. Другими словами, электрическая длина дистального игольчатого наконечника 214 может соответствовать полуволне микроволновой энергии. Таким образом, микроволновая энергия может эффективно доставляться к целевым тканям для абляции целевых тканей.

Микроволновая энергия может доставляться импульсами для сведения к минимуму нагрева в излучающей части 212 наконечника во время микроволновой абляции. Авторы настоящего изобретения обнаружили, что циклы доставки энергии, перечисленные ниже, могут обеспечивать эффективную доставку микроволновой энергии, при этом сводя к минимуму нагрев в излучающей части 212 наконечника, однако также возможны другие циклы доставки энергии:

10-мс доставка микроволновой энергии с последующим 90-мс простоем (т. е. без доставки микроволновой энергии);

10-мс доставка микроволновой энергии с последующим 50-мс простоем;

10-мс доставка микроволновой энергии с последующим 30-мс простоем;

100-мс доставка микроволновой энергии с последующим 900-мс простоем;

100-мс доставка микроволновой энергии с последующим 500-мс простоем;

100-мс доставка микроволновой энергии с последующим 300-мс простоем;

Когда энергия для электропорации передается к излучающей части наконечника, между активным электродом 224 и дистальной частью 238 (дистальным концом) наружного проводника 222 может быть создано электрическое поле. Таким образом, самый дистальный край или концевая часть наружного проводника 222 (которая может быть открыта) может работать как возвратный электрод для энергии для электропорации. Электрическое поле может вызывать электропорацию (например, необратимую электропорацию) тканей, расположенных вокруг дистального игольчатого наконечника 214. Поскольку активный электрод 224 расположен по существу симметрично вокруг продольной оси инструмента, электрическое поле, вызванное формой волны электропорации, может быть осесимметричным. В других примерах обрабатываемая область может быть несимметричной, например, из-за подходящей конфигурации активного электрода.

Электрохирургический инструмент 200 выполнен с возможностью использования в качестве устройства для абляции для доставки микроволновой энергии и энергии для электропорации, передаваемой вдоль коаксиального кабеля в биологические ткани. Электрохирургический инструмент 200 выполнен, в частности, так, что он подходит для введения через инструментальный канал хирургического смотрового устройства (например, эндоскопического ультразвукового (EUS) устройства) к обрабатываемой области. Обрабатываемая область может представлять собой поджелудочную железу, при этом ствол инструмента хирургического смотрового устройства вводится в двенадцатиперстную кишку, при этом электрохирургический инструмент 200 продвигается для проникновения через стенку двенадцатиперстной кишки в поджелудочную железу для обработки.

Электрохирургический инструмент может иметь несколько компонентов, которые делают его подходящим для использования в этом контексте. Излучающая часть 212 наконечника инструмента желательно имеет длину, которая равна или больше 40 мм, с максимальным наружным диаметром 1,2 мм. Это может обеспечивать, что игла достаточно длинная для достижения опухолей, находящихся в поджелудочной железе, и может обеспечивать, чтобы отверстие проникновения не было слишком большим, что способствует заживлению.

На фиг. 2 показаны иллюстративные размеры электрохирургического инструмента 200. В первом примере размер, указанный ссылочной позицией 240, которая соответствует длине проксимальной диэлектрической муфты 218, может составлять 37,0 мм. Размер, указанный ссылочной позицией 242, которая соответствует длине перекрытия между наружным проводником 222 и дистальной диэлектрической муфтой 220, может составлять 4,70 мм. Размер, указанный ссылочной позицией 244, которая соответствует расстоянию от дистального конца наружного проводника 222 до дистального конца активного электрода 224, может составлять 3,00 мм. Во втором примере, в котором используется элемент наконечника, показанный на фиг. 9, размер 240 составляет 37,0 мм, размер 242 составляет 8,30 мм и размер 244 составляет 5,00 мм.

Для создания и моделирования электрохирургического инструмента 200, описанного выше, использовалась программа CST Microwave Studio. На фиг. 7 и 11 показаны смоделированные графики зависимости S-параметра (также известного как «потери на отражение») от частоты микроволновой энергии для первого и второго примеров электрохирургического инструмента 200, описанных выше. Как хорошо известно в области техники, S-параметр является мерой потерь на отражение микроволновой энергии из-за рассогласования импедансов, и, таким образом, S-параметр указывает на степень рассогласования импедансов между целевыми тканями и излучающим наконечником. S-параметр может быть определен по следующему уравнению: P_I=SP_R, где P_I - мощность, выходящая из инструмента в направлении тканей, P_R - мощность, отраженная от тканей, и S - S-параметр. Как показано на фиг. 7, S-параметр составляет -21,9 дБ на частоте 5,8 ГГц, что означает, что очень небольшое количество микроволновой энергии отразилось от тканей на этой частоте (это соответствует отражению приблизительно 0,645% энергии). Это указывает на надлежащее согласование импедансов на рабочей частоте 5,8 ГГц, а также на эффективную доставку микроволновой энергии от излучающего наконечника в тканях на этой частоте. На фиг. 11, S-параметр составляет -14,6 дБ на частоте 5,8 ГГц.

На фиг. 8 и 12 представлены вычисленные профили излучения в окружающих тканях для первого и второго примеров электрохирургического инструмента 200, описанных выше. Профиль излучения был вычислен для частоты ЭМ энергии 5,8 ГГц с использованием анализа методом конечных элементов. Вычисление демонстрирует, что микроволновая энергия излучается вокруг дистального игольчатого наконечника 214 и предоставляет указание о форме профиля абляции, обеспечиваемого инструментом.

Группа изобретений относится к медицинской технике. Электрохирургический инструмент имеет излучающую часть наконечника, способную выполнять абляцию тканей с использованием микроволновой энергии и электропорации (например, нетермической необратимой электропорации) минимально инвазивным способом. Излучающая часть наконечника может иметь размеры, подходящие для ввода в поджелудочную железу посредством хирургического смотрового устройства, для обеспечения быстрой и точной альтернативы известным методам РЧ абляции. За счет обеспечения возможности обработки опухолей в поджелудочной железе с использованием минимально инвазивной процедуры может быть целесообразным вариантом применять абляцию и/или электропорационную терапию как в лечебных, так и паллиативных целях. 2 н. и 21 з.п. ф-лы, 12 ил.

1. Электрохирургический инструмент для доставки электромагнитной энергии для абляции целевых биологических тканей, причем электрохирургический инструмент содержит:

коаксиальный кабель, выполненный с возможностью передачи микроволновой энергии и сигнала электропорации;

стержнеобразную излучающую часть наконечника, проходящую в продольном направлении в сторону от дистального конца коаксиального кабеля;

причем излучающая часть наконечника содержит:

проксимальную коаксиальную линию передачи для приема и передачи микроволновой энергии, причем проксимальная коаксиальная линия передачи содержит внутренний проводник, наружный проводник и диэлектрический материал, отделяющий внутренний проводник от наружного проводника; и

дистальный игольчатый наконечник, установленный на дистальном конце проксимальной коаксиальной линии передачи, причем дистальный игольчатый наконечник содержит жесткую диэлектрическую муфту, которая проходит в продольном направлении от дистального конца проксимальной коаксиальной линии передачи, причем стержнеобразная излучающая часть наконечника имеет наружный диаметр, который меньше наружного диаметра коаксиального кабеля,

причем жесткая диэлектрическая муфта окружает продолговатый проводящий элемент, который электрически соединен с внутренним проводником проксимальной коаксиальной линии передачи и проходит за пределы дистального конца наружного проводника проксимальной коаксиальной линии передачи, причем продолговатый проводящий элемент выполнен с возможностью работы в качестве полуволнового трансформатора для микроволновой энергии, чтобы таким образом излучать микроволновую энергию из дистального игольчатого наконечника в биологические ткани,

причем продолговатый проводящий элемент завершается активным электродом, открытым на дистальном конце дистального игольчатого наконечника, причем продолговатый проводящий элемент электрически соединен с активным электродом, и

причем активный электрод отстоит в осевом направлении от возвратного электрода, который электрически соединен с дистальным концом наружного проводника проксимальной коаксиальной линии передачи, причем активный электрод и возвратный электрод выполнены с возможностью, когда сигнал электропорации принимается стержнеобразной излучающей частью наконечника, создавать электрическое поле для электропорации биологических тканей на дистальном игольчатом наконечнике.

2. Электрохирургический инструмент по п. 1, в котором диэлектрический материал проксимальной коаксиальной линии передачи более гибкий, чем жесткая диэлектрическая муфта.

3. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором активный электрод представляет собой проводящее кольцо, расположенное концентрически относительно продолговатого проводящего элемента.

4. Электрохирургический инструмент по п. 3, в котором проводящее кольцо имеет канал, проходящий в продольном направлении через него, причем часть продолговатого проводящего элемента находится в канале.

5. Электрохирургический инструмент по п. 4, в котором дистальный игольчатый наконечник содержит элемент наконечника, установленный на дистальном конце проводящего кольца для закрывания дистального конца канала.

6. Электрохирургический инструмент по п. 5, в котором дистальный конец элемента наконечника является заостренным.

7. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором жесткая диэлектрическая муфта изготовлена из диоксида циркония.

8. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором дистальная часть наружного проводника перекрывает проксимальную часть жесткой диэлектрической муфты.

9. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором жесткая диэлектрическая муфта образована парой взаимодействующих частей, причем каждая из взаимодействующих частей имеет продольную канавку, выполненную в ее поверхности для размещения продолговатого проводящего элемента.

10. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором наружный проводник изготовлен из нитинола.

11. Электрохирургический инструмент по п. 10, в котором проводящее покрытие образовано на наружной поверхности наружного проводника, причем проводящий наружный слой имеет более высокую проводимость, чем нитинол.

12. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором излучающая часть наконечника имеет длину в продольном направлении, которая равна или больше 40 мм.

13. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором излучающая часть наконечника имеет максимальный наружный диаметр, который равен или меньше 1,2 мм.

14. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором:

внутренний проводник проходит от дистального конца коаксиального кабеля, причем внутренний проводник электрически соединен с центральным проводником коаксиального кабеля, и

внутренний проводник имеет диаметр, который меньше диаметра центрального проводника коаксиального кабеля.

15. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором коаксиальный кабель является гибким.

16. Электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, в котором стержнеобразная излучающая часть наконечника содержит покрытие с низкой адгезией вдоль своей дистальной длины.

17. Электрохирургический инструмент по п. 16, в котором покрытие с низкой адгезией изготовлено из парилена C или парилена D.

18. Электрохирургическая система для доставки электромагнитной энергии для абляции целевых биологических тканей, содержащая:

электрохирургический генератор, выполненный с возможностью подачи микроволновой энергии и сигнала электропорации; и

электрохирургический инструмент по любому из предыдущих пунктов, причем коаксиальный кабель электрохирургического инструмента подключен для приема микроволновой энергии и сигнала электропорации от электрохирургического генератора.

19. Электрохирургическая система по п. 18, дополнительно содержащая хирургическое смотровое устройство, имеющее гибкий вводимый шнур для введения в организм пациента, причем гибкий вводимый шнур имеет инструментальный канал, проходящий вдоль его длины, и причем электрохирургический инструмент имеет размеры, подходящие для размещения внутри инструментального канала.

20. Электрохирургическая система по п. 18 или 19, в которой сигнал электропорации содержит один или более коротких электромагнитных импульсов.

21. Электрохирургическая система по п. 20, в которой каждый из одного или более коротких электромагнитных импульсов имеет ширину импульса в диапазоне от 1 нс до 10 мс.

22. Электрохирургическая система по п. 21, в которой каждый импульс имеет амплитуду в диапазоне от 1 до 10 кВ.

23. Электрохирургическая система по любому из пп. 19-22, в которой сигнал электропорации содержит последовательность импульсов, имеющих коэффициент заполнения, равный или меньше 50%.