电手术器械

摘要

一种脉管封闭器械（230），具有器械顶端，器械顶端包括可移动以夹持待封闭的脉管（236）的一对相对的夹持构件（232，234）。夹持构件包括能够将局部化的射频（RF）电磁（EM）能量和微波EM能量分开地或者同时地输送到脉管中的能量输送结构。RF EM能量和微波EM能量从同轴电缆（242）接收在能量输送结构中。每个能量输送结构包括通过平面电介质层分隔开的第一和第二导电构件。第一和第二导电构件布置在各自的夹持构件的相对表面处，以充当用于通过传导将RF EM能量传递到生物组织中的激活电极和返回电极，并且充当用于从相对表面将微波EM能量辐射到生物组织中的天线。

权利要求

1.一种用于对生物组织施加具有第一频率的射频电磁能量和具有高于所述第一频率的第二频率的微波电磁能量的电手术切除器械，所述器械包括：手持本体，具有从所述手持本体延伸的细长探针构件，所述探针构件在它的远端处具有器械顶端，所述器械顶端包括具有一对相对的夹持构件的夹持机构，所述相对的夹持构件能相对于彼此在用于将生物脉管接收在它们之间的打开构造与用于接触所接收的生物脉管的相对侧的关闭构造之间移动，其中，所述相对的夹持构件中的一个或者两个包括能量输送结构，所述能量输送结构包括由第一电介质材料制成的本体、以及通过所述第一电介质材料分隔开的第一导电元件和第二导电元件；以及同轴供电电缆，连接到所述手持本体，所述供电电缆包括内部导体、与所述内部导体同轴的外部导体、以及分隔所述外部导体和所述内部导体的第二电介质材料，所述同轴供电电缆用于将具有所述第一频率的射频信号和具有所述第二频率的微波信号同时地或者分开地传送到所述手持本体；

其中，所述内部导体电连接到所述第一导电元件或者每个第一导电元件，并且所述外部导体电连接到所述第二导电元件或者每个第二导电元件，以使所述器械顶端的相对表面中的一个或者两个能够单独地发射所述射频信号和所述微波信号，并且其中，所述第一导电元件和所述第二导电元件布置在各自的夹持构件的相对表面处以充当：用于通过传导将射频电磁能量传递到生物组织中的激活电极和返回电极，以及用于从所述相对表面将微波电磁能量辐射到生物组织中的天线。

2.根据权利要求1所述的器械，其中，两个相对的夹持构件具有各自的能量输送结构，从而所述夹持机构的两个相对表面能单独地控制，以将射频电磁能量和/或微波电磁能量输送到生物组织中。

3.根据权利要求1所述的器械，其中，每个夹持构件上的所述第一导电元件和所述第二导电元件以及所述第一电介质材料构造成具有局部返回路径的双极发射结构。

4.根据权利要求1所述的器械，其中，所述夹持构件在处于所述关闭构造中时对所接收的生物脉管施加力。

5.根据权利要求3所述的器械，其中，所述双极发射结构是平行板装置，在所述平行板装置中，所述第一电介质材料是平面板材，并且所述第一导电元件和所述第二导电元件是形成在所述平面板材的相对侧上的导电层，所述平行板装置的辐射边缘暴露在其各自的夹持构件的脉管接触表面上。

6.根据权利要求1所述的器械，其中，所述夹持构件的所述相对表面被倒圆或者弯曲。

7.根据权利要求1所述的器械，其中，所述相对表面的形状是凹入的或者凸出的或者平的。

8.根据权利要求5所述的器械，其中，所述平行板装置的暴露的辐射边缘与所述夹持构件的长度对齐。

9.根据权利要求1所述的器械，其中，每个夹持构件具有沿着其各自的相对表面布置的多个能量输送结构。

10.根据权利要求1所述的器械，其中，所述第一电介质材料以及所述第一导电元件和所述第二导电元件构造为行波天线。

11.根据权利要求10所述的器械，其中，所述第一导电元件是在所述夹持构件的各自的相对表面处覆盖所述第一电介质材料的面向外的表面的金属化层，在所述金属化层中形成有多个狭槽，以暴露所述第一电介质材料。

12.根据权利要求1所述的器械，其中，所述手持本体包括：夹持操作驱动器，用于控制所述夹持构件的移动；以及能量激活开关，所述能量激活开关能与夹持无关地操作，以激活从所述夹持机构的所述相对表面的能量输送。

13.根据权利要求1所述的器械，其中，所述同轴供电电缆穿过壳体延伸以连接到功率分配装置，所述功率分配装置能操作为以便在所述夹持构件上的第一导电元件和第二导电元件之间分配通过所述供电电缆传送的所述射频电磁能量和/或所述微波电磁能量。

14.根据权利要求1所述的器械，其中，所述夹持机构包括一对以上的相对夹持构件。

15.根据权利要求1所述的器械，其中，所述能量输送结构构造成产生进入所述脉管中的穿透深度在6mm到7mm之间的全方位微波电磁场。

16.根据权利要求1所述的器械，其中，所述生物脉管为血管。

说明书

电手术器械

技术领域

[0001] 本发明涉及用于其中使用射频和微波频率能量以处理组织的电手术设备的器械。具体地，本发明涉及能够发射用于切割组织的射频能量和用于止血（即，通过促进血液凝固而封闭（seal）破裂的血管）的微波频率能量的电手术器械。

[0002] 本发明的背景技术

[0003] 手术切除是去除人体或者动物体内的高度脉管化的器官（比如肝或者脾）的一部分的方法。当组织被切割（分割或者横切）时，被称为微动脉的小血管损伤或者破裂。初次出血之后是其中血液变成凝块以试图堵塞出血点的凝血级联（coagulation cascade）。在手术期间，对于病人而言期望失血尽可能得少，因此已经试图研制出各种装置以提供无血切割。

[0004] 例如， 热手术刀系统（http://www.hemostatix.com）将锐利的刀片和止血系统进行组合。刀片涂敷有塑性材料并且连接到控制刀片的温度的加热单元。意在当切割组织时加热的刀片烧灼组织。

[0005] 切割并且同时阻止出血的其他已知的装置不使用刀片。一些装置使用射频（RF）能量来切割和/或凝固组织。其他的装置（被称为超声刀（harmonic scalpels））使用快速振动的尖端来切割组织。

[0006] 脉管封闭和切除技术涉及具有在1和7mm之间或者更大的直径的脉管、动脉或者静脉的永久性闭塞。封闭所必须承受的压力是心脏的泵压。

[0007] 脉管封闭通常是一个多阶段过程。在第一阶段中，可以对脉管壁施加外部压力，以机械地减小组织的体积，并且使细胞壁内的组织移位，使得内脉管表面和外脉管表面靠近到一起。在第二阶段中，可以施加热，以使脉管壁中的胶原变性以引起内壁和外壁的基质结构的混合。可能需要第三阶段的加热以固定这个结构。

[0008] 如果将切除脉管，通常提供三个封闭，特别是对于较大的脉管。两个封闭可以位于最靠近心脏的切除位置的侧边上。然后用射频能量或者机械刀片切除（即，分割）脉管。随后的成胶作用（collagenesis）导致新的纤维侵入变性的胶原，并且脉管在闭塞位置中“生长”。

[0009] 使用射频能量切割的方法使用以下原理工作，即，当电流经过组织基质（由细胞中的离子含量辅助）时，对于穿过组织的电子流的阻抗产生热。当对组织基质施加纯正弦波时，在细胞内产生足够的热以蒸发组织的水分。因此在细胞的内部压力方面具有极大的上升，该压力上升不能通过细胞膜来控制，导致细胞破裂。当这发生在广泛的区域中时，可以看到组织已经被横切。

[0010] RF凝固通过对组织施加不太有效的波形而工作，由此细胞容纳物被加热到大约65℃而不是被蒸发。这通过干燥使组织变干并且还使脉管的壁中的蛋白质和构成细胞壁的胶原变性。使蛋白质变性充当对凝血级联的刺激，因此凝血增强。同时壁中的胶原从杆状分子变性成圈状，这导致脉管紧缩和尺寸减小，为凝块提供了锚定点和更小的需堵塞的区域。

[0011] 如果你横穿脉管（例如静脉（veiniole））切割，则它会出血，脉管然后释放利用捕获细胞的血纤蛋白的网来开始凝血级联的血纤蛋白原（即，肝磷脂、第八因子、等等），其然后形成软栓塞，该软栓塞被产生新的组织的母细胞侵入。

[0012] WO2008/044000披露了适于同时切割和封闭高度脉管化的组织（比如肝或者脾）的手术切除设备。该设备包括接合到手术器械的微波辐射源，该手术器械具有与用于切割生物组织的刀片相关联的天线，其中该天线布置成将微波能量可控地从源输送到其中刀片切断组织的区域。微波能量可以使血液凝固以有效地封堵切割区域处的血流。WO2008/044000建议高微波频率（例如，10GHz或者更高）的使用，通过能够沿着刀片的长度产生均匀的场而同时能够切断组织以去除病变或癌变的组织的部分，由于通过辐射的能量的有限穿透深度和使得小的锐利的刀片结构能够有效地将能量辐射到组织中以封堵血流的能力，该高微波频率的使用提供了优于已知的较低微波频率消融系统和射频（RF）系统的使用的特别的优点。

[0013] US6,582,427披露了布置成产生RF能量（典型地具有1MHz的频率）和微波能量（典型地具有2.45GHz的频率）两者以用于以切割模式或者凝固模式选择性地工作的电手术系统。

[0014] 本发明的概要

[0015] 本公开描述了在本申请人的于2009年7月20日提交的较早的英国专利申请No.0912576.6中提出的构思的发展，该申请在下文中参考图1和2简要地描述。

[0016] 最一般地，本发明提供了一种具有器械顶端的电手术器械，该器械顶端包括夹持机构（例如，相似于镊子或者手术剪），在该夹持机构中一个或者两个相对的夹持构件包括能量输送结构，该能量输送结构能够将局部化的射频（RF）电磁（EM）能量和微波EM能量两者发射到生物组织中。夹持构件可以分开地或者同时地输送能量。RF EM能量和微波EM能量可以分开地或者同时地输送。RF EM能量可以以局部化的方式（其中激活电极（active electrode）和返回电极（return electrode）位于相同的夹持构件上）以及以更远程的方式（例如，其中激活电极和返回电极位于相对的夹持构件上）两者输送。

[0017] 本发明的电手术器械可以在手术脉管封闭过程中使用，例如产生可以执行与横穿具有高达7mm的直径的脉管的夹具或者结扎线（ligature）相同的任务的封闭。这种手术脉管封闭过程可以包括：（i）机械步骤，该机械步骤包括从夹持机构施加压力以将脉管的壁压到一起，从而将腔内容纳物向侧面推出而使得内脉管壁和外脉管壁保持完整并且相互接触；（ii）第一电加热步骤，该第一电加热步骤包括施加具有第一波形的微波EM能量和/或RF EM能量，以用于启动胶原变性和变性的胶原丝（strand）的移动（mobilisation）；（iii）第二电加热步骤，该第二电加热步骤包括施加具有第二波形的微波EM能量和/或RF EM能量以用于使胶原凝固（fix）或者融合到一起。上文中概述的封闭过程可以在切割过程之前，该切割过程包括切割步骤，该切割步骤包括从器械的辐射边缘对脉管施加RF EM能量。在这个过程中，新的胶原可以侵入旧的胶原基质，从而脉管在关闭位置中“生长”以产生永久性封闭。

[0018] 根据本发明，因此可以提供一种用于对生物组织施加具有第一频率的射频（RF）电磁（EM）能量和具有高于第一频率的第二频率的微波EM能量的电手术切除（或者解剖）器械，该器械包括：手持本体，该手持本体具有从其延伸的细长探针构件，该探针构件在它的远端处具有器械顶端，该器械顶端包括具有一对相对的夹持构件的夹持机构，这对夹持构件可相对于彼此在用于将生物脉管（例如，血管）接收在它们之间的打开构造与用于接触所接收的生物脉管的相对侧的关闭构造之间移动，其中，相对的夹持构件中的一个或者两个包括能量输送结构，该能量输送结构包括由第一电介质材料制成的本体、以及通过第一电介质材料分隔开的第一导电元件和第二导电元件；以及同轴供电电缆（feed cable，馈送缆线），该同轴供电电缆连接到手持本体，供电电缆包括内部导体、与内部导体同轴的外部导体、以及分隔外部导体和内部导体的第二电介质材料，同轴供电电缆用于将具有第一频率的RF信号和具有第二频率的微波信号同时地或者分开地传送到手持本体；其中，内部导体电连接到该第一导电元件或者每个第一导电元件，并且外部导体电连接到该第二导电元件或者每个第二导电元件，以使器械顶端的相对表面中的一个或者两个能够独立地发射RF信号和微波信号，并且其中，第一导电元件和第二导电元件布置在各自的夹持构件的相对表面处以充当：用于通过传导将RF EM能量传递到生物组织中的激活电极和返回电极；以及用于从相对表面将微波EM能量辐射到生物组织中的天线。

[0019] 能量输送结构布置成提供用于RF EM能量的局部化的返回路径，即，其中，返回电极位于脉管的与激活电极相同的侧上。优选地，两个相对的夹持构件都拥有这种能量输送结构，从而夹持机构的两个相对表面都可以可独立地控制，以将RF EM能量和/或微波EM能量输送到生物组织中。

[0020] 在其中仅是相对的夹持构件中的一个具有能量输送结构的实施例中，相对的夹持构件可以具有形成在其上的返回电极，以除了局部化的RF返回路径之外还提供更常规的横穿脉管的RF返回路径。

[0021] 本发明可以用于通过在出血表面上应用辐射刀片结构以使出血的脉管的端部中的胶原变性以使它们紧缩并且形成自然结扎而在出血的肝床或者脾上实现止血；这可以通过额外的凝固进一步地堵塞。

[0022] 电手术切除器械可以被具体化为脉管封闭装置，在该脉管封闭装置中微波EM能量用于使在关闭构造中保持在夹持机构内的脉管（例如，静脉、动脉等等）中流动的生物液体（例如，血液）凝固。夹持机构还可以用于对脉管施加压力以在整个封闭过程中起作用，特别是在其中脉管待被分割成两部分并且需要堵塞每个端部以防止失血的情况下。凝固的液体可以充当栓塞以阻塞脉管中的液体流动。变性的组织的该栓塞可以利用具有适合于产生栓塞的穿透深度的微波场来形成，该栓塞通过创造这样的条件而形成永久性封闭，即，该条件允许新的纤维侵入已经使用聚焦的微波场而变性的胶原，以使脉管能够在闭塞位置上“生长”。EM场在组织内的分布使得能量和细胞破坏随着距离并且在优选的工作频率处减小，在6mm到7mm之间的距离内这个场已经减小到它的最大值的37%并且衰减是指数的。然后可以施加RF EM能量以切断脉管。封闭和切割可以仅通过RF和微波EM能量执行，从而微波能量用于封闭，而RF能量用于切割；夹持机构不需要（并且优选地不）具有用于切断组织的锋利表面，并且在关闭构造中相对表面之间的最小距离可以设定成在阈值之上，以防止对脉管施加不需要的物理压力。可以对脉管施加力以协助封闭过程。

[0023] 每个夹持构件上的第一导电元件和第二导电元件以及第一电介质材料可以形成双极发射结构，每个双极发射结构具有它们自身的局部优选返回路径。这意味着每个夹持构件可以充当辐射器，该辐射器可以独立地将RF和微波能量辐射到组织中并且不依赖于分离的夹持表面上的远程返回垫/板或者第二电极。

[0024] 夹持构件的相对表面（即，脉管接触表面）在端部处可以被倒圆或者弯曲，即，不包含锋利的边缘，从而将生物组织（即，血管）夹持在圆形边缘之间以将微波和RF能量输送到脉管中以能够同时切割和封闭脉管。相对表面的形状可以是平的、凹入的或者凸出的。如果是凹入的或者凸出的，半径或者曲率可以基于器械意在封闭的脉管的直径来选择。使相对表面的曲率半径与待处理的脉管相匹配可以保证器械可以以具有足够的热余量的方式将微波能量输送到脉管中，从而保证当使用RF能量以切割脉管（位于变性的区域的中心处）时，存在足够的凝固的组织，以保证该脉管被充分地封闭并且该封闭不能破坏，即，栓塞在尺寸上是足够的并且以保证脉管被永久地封闭并促进生长新组织的过程的方式形成。例如，4mm直径的脉管可以使用具有8mm半径的辐射器，而6mm的脉管可以使用具有12mm半径的辐射器。以这种布置，RF能量切割位于凝固的区域的中心处的组织。由微波辐射产生的辐射图案可以是全方位的，从而变性体积的形状可以是球形的。在这种情况下，变性的或者重组的组织的深度将与穿透到正在被分开的脉管的任一侧上的脉管的侧壁中的栓塞或者变性的组织的宽度相似，即，向下的穿透深度将与穿透到被分开的脉管的端部中的深度相同。传播到脉管中的场形成栓塞。由微波场产生的栓塞的形成将是指数的，并且变性的组织的穿透深度将取决于微波能量的频率。对于血管和血液而言，在优选的工作频率下，穿透深度（被定义为传播到在此场已经衰减到它的最大值的37%的生物组织中的距离）优选地在6mm到7mm之间。由于聚焦的热对产生封闭的变性的组织的形式的形状负有责任，因此加热轮廓应该遵循传播到组织内的电磁场的轮廓，以给出变性的组织的优选的形状或者分布。优选的工作频率下的穿透深度可以帮助促进使用本发明的永久性封闭的形成。

[0025] 表1提供了与本申请所针对的切除和封闭应用有关的代表性组织结构和在5.8GHz下的微波场的各自的穿透深度的列表。

[0026]

[0027] 表1：代表性组织类型和在5.8GHz下的穿透深度

[0028] 这个信息表明用于协助横切过程的向下动作（即，横穿脉管）和用于形成栓塞的侧向动作（例如，纵向地沿着脉管）两者的理想范围都在6mm到7mm之间。

[0029] 在能量吸收的初始时期期间，组织的温度上升与比吸收率（SAR）的值成线性比例，该比吸收率的值本身与感应电场的平方成比例，因此组织内的温度上升与电场的平方成比例，该电场根据组织内的穿透深度以指数方式衰减。这个信息可以用于估计（例如，预先地）将形成以封闭脉管的栓塞的形成和深度。

[0030] 夹持机构可以类似手术剪或者镊子或者其他常规的切割装置结构。在这种情况下，夹持构件的相对表面可以沿着切割结构的刀片的边缘布置。在一个实施例中，第一电介质材料是平面薄板，并且第一导电元件和第二导电元件是形成在平面薄板的相对侧上的导电层。RF EM能量和微波EM能量可以在该分层结构（也被称为平行板辐射结构）的暴露在夹持机构的相对表面中的一个处的边缘处发射。

[0031] 优选地，分层结构的暴露的边缘与夹持构件的长度对齐（例如，与其各自的手术剪刀片对齐）。在该布置中，分层结构的平面平行于其中夹持构件相对于彼此在打开构造和关闭构造之间移动的平面。该布置提供了能够封闭任何长度的脉管的优点，即，在此封闭脉管的位置不受切割装置的臂的长度限制。这还提供了在最小化封闭装置的总尺寸方面的优点，这在使得能够在体内容易地操纵该装置以及使得该装置能够用在身体的具有有限的可接近性或者可见性的区域中方面是理想的。

[0032] 但是，在其他实施例中，分层结构的暴露的边缘可以相对于夹持构件的长度成角度，例如，它可以与之垂直。

[0033] 每个夹持构件可以具有沿着其各自的相对表面布置的多个分层结构，以增大覆盖面积或者可以封闭的脉管的尺寸。

[0034] 在另一个实施例中，第一电介质材料以及第一导电元件和第二导电元件可以布置为行波天线。在此第一导电元件可以是在夹持构件的各自的相对表面处覆盖第一电介质材料的面向外表面的金属化层。在金属化层中可以形成有多个狭槽，以暴露第一电介质材料。第二导电构件可以是从金属化层形成在第一电介质层的相对表面上的供电线（feed line）。狭槽的长度（即，辐射孔径）可以朝向器械顶端的远端（即，随着距离供电点的距离增大而）增大，以保证产生均匀的场。狭槽可以沿着夹持构件的长度或者垂直于它而布置。

[0035] 手持本体可以包括夹持操作驱动器（例如手指操作杆或类似物），以用于使夹持构件相对于彼此移动。夹持操作驱动器可以是常规的。优选地，器械包括能量激活开关，该能量激活开关可与夹持无关地操作，以激活从夹持机构的相对表面的能量输送。激活开关可以是手持本体上的手指操作的触发器，或者可以是分离的脚踏开关。

[0036] 同轴供电电缆可以穿过壳体延伸到器械顶端。细长探针构件可以包括用于容纳供电电缆的轴（例如，刚性中空管）。夹持机构可以包括铰链，相对的夹持构件绕该铰链枢转。同轴供电电缆可以在铰链处连接到功率分配装置，该功率分配装置工作，以在每个夹持构件上的辐射结构之间分配由供电电缆输送的RF EM能量和/或微波EM能量。功率分配器装置可以包括一个或者多个3dB功率分配器（所需的分配器的数量将取决于需要供电的辐射结构的数量）。优选地，功率分配装置构造成将相等的功率份额输送到每个辐射结构。每个功率份额优选地是同相的，以促进相对表面处的均匀的组织效应。在其中在实施例中仅使用一个辐射结构的情况下，将不需要功率分配器。

[0037] 夹持机构可以包括一对以上的相对的夹持构件。例如，可以具有两对相对的夹持构件，它们的夹持方向正交。利用这种布置，脉管在四侧上被围绕，这可以帮助胶原的快速的且均匀的变性或者用于封闭脉管的栓塞的形成。

[0038] 在特定情况下，特别是在大直径的脉管待被永久性地闭塞的情况下，可能需要使用器械，以初始地对脉管壁施加外部压力，以机械地减小组织的体积并使细胞壁内的组织移位，以使脉管的内表面和外表面紧密地靠近。成胶作用然后导致新的纤维侵入变性的胶原，并且脉管在闭塞位置中“生长”。

[0039] 然后可以施加微波能量和/或RF能量，以使脉管壁中的胶原变性，并且导致内壁和外壁的基质结构的混合。然后可以施加微波能量的另一个应用以固定结构。

[0040] 对于较大的脉管，即具有5mm或者更大的外径，常常执行三个封闭；两个形成在最靠近心脏的端部处以及一个形成在另一个端部处。在一个实施例中，根据本发明的器械可以在单个操作中产生两个栓塞，并且可以在栓塞之间的区域中执行切割。在实际中，可能理想的是，一旦已经使用微波能量形成的两个栓塞保证脉管在切断或者将它分割成两个部分之前已经被成功地阻塞就执行RF切割。封闭或者栓塞可以仅使用聚焦的微波能量产生，并且在微波能量的应用之后，可以对刀片施加RF能量，以将脉管分割成两个部分。随后的成胶作用则导致新的纤维侵入变性的胶原，并且脉管则在闭塞位置中“生长”。

[0041] 因此，本发明可以提供一种具有一对或者多对相对的夹持构件的脉管封闭和切割器械，在使用一个以上的辐射结构的情况下，每对夹持构件具有使用平衡功率分配器供电的平行板辐射结构。在一个实施例中，四个平行板辐射结构可以每个辐射10W，或者两个平行板辐射结构可以每个辐射20W。位于辐射表面之间的血管内的液体可以使用微波能量凝固，以允许不失血的情况下切割（封闭）脉管。从每个平行板装置以独立的方式（即，场分布与脉管的尺寸或者两个辐射器的辐射边缘之间的距离无关）辐射RF EM能量（用于切割）和微波EM能量（用于通过使胶原结构变性而凝固并形成栓塞）两者的能力意味着器械的效率不会被脉管的尺寸（直径）损害或者限制。

[0042] 细长探针构件和夹持机构的尺寸可以取决于需要器械的应用。例如，器械可以在开腹手术、腹腔镜手术、经自然腔道内镜手术（NOTES）、经肛门内镜显微手术（TEMS）和单口腹腔镜手术中使用。

[0043] 在本文中，第一频率可以是在10kHz到300MHz范围内的稳定不变的频率，并且第二频率可以是在300MHz到100GHz范围内的稳定不变的频率。第一频率应该高到足以防止能量导致神经刺激并且低到足以防止能量导致组织热烫或者不需要的热余量或者对组织结构的损伤。在第一频率下的用于能量源的优选的标定频率包括以下各项中的任何一个或者多个：100kHz、250kHz、500kHz、1MHz、5MHz。在第二频率下的用于能量源的优选的标定频率包括915MHz、2.45GHz、5.8GHz、14.5GHz、24GHz。

[0044] 在用于微波能量的生成的中心频率附近具有小的漂移（即5.8GHz+/-100KHZ）的单个频率源的使用可以提供在使器械更具选择性方面的优点，因为这意味着用于将微波能量输送到组织中的天线结构可以被制造成具有高Q，其中，Q被定义为由3dB带宽分割的中心频率的比率或者每个周期的所存储的能量与能量损耗的比率。高Q结构意味着它将仅被匹配到窄的阻抗范围。这意味着在此引入的结构可以被良好地匹配到特定的组织阻抗，这意味着该结构将能量有效地耦合到特定的组织类型中，但是不耦合到其他的组织类型中。这在使得器械是选择性的并且仅将能量输送到需要处理的生物组织中方面是有益的。

[0045] 附图的简述

[0046] 本发明的实施例在下文中参考附图详细地讨论，其中：

[0047] 图1是器械的顶部立体图，其对于理解本发明可以是有用的；

[0048] 图2是在图1中示出的器械的底部立体图；

[0049] 图3A是作为本发明的一个实施例的脉管封闭器械的示意性侧视图；

[0050] 图3B是适于在本发明的一个实施例中使用的两个辐射刀片的布置的示意性侧视图；

[0051] 图3C是适于在本发明的一个实施例中使用的四个辐射刀片的布置的示意性侧视图；

[0052] 图4A是作为本发明的另一个实施例的用于凝固和切割脉管的脉管封闭器械，其中夹持辐射刀片关闭并且与脉管接触；

[0053] 图4B是图4A的脉管封闭器械，其中夹持辐射刀片打开；

[0054] 图5A至5C示出了使用作为本发明的一个实施例的脉管封闭器械的脉管封闭和切割过程中的步骤；

[0055] 图6A是作为本发明的另一个实施例的脉管封闭器械的侧视图；

[0056] 图6B是作为本发明的再一个实施例的脉管封闭器械的侧视图；

[0057] 图7A和7B分别是作为本发明的一个实施例的脉管封闭器械的侧视图和立体图，其中夹持辐射刀片具有凹入的形状；

[0058] 图8A和8B分别是作为本发明的一个实施例的脉管封闭器械的侧视图和立体图，其中夹持辐射刀片具有凸出的形状；

[0059] 图9A和9B分别是作为本发明的一个实施例的脉管封闭器械的侧视图和立体图，其中夹持辐射刀片是平的；

[0060] 图10A是作为本发明的另一个实施例的手持式脉管封闭器械的示意图；

[0061] 图10B是在图10A中示出的脉管封闭器械的夹持辐射刀片的特写视图；

[0062] 图10C是制造在图10B中示出的夹持辐射刀片上的行波天线结构的示意图；以及[0063] 图11A、11B和11C分别是适于在作为本发明的另一个实施例的脉管封闭器械中使用的能量输送结构的顶视图、侧视图和底视图。

[0064] 详述；其他选项和优选

[0065] 如上文中提到的，本文中的披露涉及在本申请人的于2009年7月20日提交的较早的英国专利申请No.0912576.6中提出的构思的发展，并且将该申请通过引证结合于此。英国专利申请No.0912576.6描述了刮刀的形式的电手术器械，该刮刀包括由第一电介质材料的板材形成的用于承载微波能量的平面传输线，该第一电介质材料的板材在其相对的表面上具有第一和第二导电层，平面传输线连接到布置成将微波能量输送到平面传输线的同轴电缆，同轴电缆包括内部导体、与内部导体同轴的外部导体、以及分隔外部导体和内部导体的第二电介质材料，在连接界面处，内部导体和外部导体超过第二电介质延伸，以与传输线的相对表面重叠并且分别电接触第一导电层和第二导电层。第一导电层与传输线的邻接同轴电缆的端部间隔开，以将外部导体与第一导电层电隔离，并且第一导电层和第二导电层的宽度选择成产生传输线和同轴电缆之间的阻抗匹配。传输线的外部导体的端部和第一导电层之间的间隔还决定微波源和组织负载之间的阻抗匹配。在英国专利申请No.0912576.6中阐述的刮刀结构提供了同轴供电线和端部辐射部分之间的理想的插入损耗，同时也当分别与空气和生物组织接触时为刮刀的边缘提供了理想的返回损耗特性。更详细地，沿着结构的插入损耗在感兴趣的频率下可以小于0.2dB，并且返回损耗小于（更负于）-3dB，优选地小于-10dB。这些特性也可以表明同轴电缆和传输线刮刀结构之间的良好匹配的接合，由此微波功率被有效地发射到刮刀中。相似地，当刮刀的边缘暴露于空气或者不感兴趣的生物组织中时，返回损耗可以基本上是零（即，非常小的辐射到自由空间或者不期望的组织中的功率），而当与期望的生物组织接触时，返回损耗可以小于（更负于）-3dB，优选地小于-10dB（即，刮刀中的功率的大部分被传递到组织）。在英国专利申请No.0912576.6中讨论的器械意在从平面传输线的边缘辐射微波能量，以导致局部的组织消融或者凝固或者组织的变性。

[0066] 但是，英国专利申请No.0912576.6也披露了在上文中讨论的刮刀可以具有与其成一体的RF切割部分。RF切割部分可以通过将上文中提到的第一和第二导电层用作用于RF能量的激活电极和返回电极而形成。这个布置可以利用这样的事实，即，激活电极和返回电极相互紧密接近，因此建立优选的返回路径以使局部组织切割动作能够在不需要远程返回垫或者存在于两个电极之间的高导电液体（即盐水）的情况下进行。

[0067] 在这个实例中，RF切割部分可以包括接合到平面传输线的RF电压源、频率双工器（或者信号加法器），该频率双工器包括低通滤波器和高通滤波器，该低通滤波器防止高频微波能量返回到较低频率RF能量源中，并且该高通滤波器防止较低频率RF能量返回到较高频率微波能量源中。在一个实例中，频率双工器可以用于使微波源和RF能量源在发生器处组合并且沿着单个通道（例如同轴电缆、波导组件或者双绞线）输送到刮刀结构。RF切割能量可以仅输送到组织中或者可以混合或者添加有微波能量并且同时地输送以建立操作的混合模式。

[0068] 如在英国专利申请No.0912576.6中描述的具有双极天线结构的刮刀结构的详细的实例在图1和2中示出。图1示出了具有连接到同轴电缆104的0.6mm厚的传输线102的器械100。器械适于在2.45GHz、5.8GHz和14.5GHz下工作。同轴电缆104包括内部导体106、外部导体108以及分隔内部导体和外部导体106、108的电介质材料110。在同轴导体104的远端处，内部导体和外部导体106、108具有远离电介质材料110延伸的突出部分112、114。传输线102被夹在突出部分112、114之间，以便它的近端邻接同轴电缆的远端。
内部导体的突出部分112布置成接触传输线102的上导电层116，并且外部导体的突出部分
114布置成接触传输线102的下导电层118。

[0069] 间隙120设置在上导电层的近端边缘和同轴电缆的远端之间，以防止内外部导体和外部导体之间的短路并且帮助结构（其形成源的一部分）和通过生物负载呈现于辐射结构的负载阻抗之间的阻抗匹配。

[0070] 塑胶管支撑件122（为了方便被示出为透明的）安装在传输线102和同轴电缆104之间的接合处之上。管支撑件122的内径大于同轴电缆104的外径，以使它能安装在电缆上。安装结构124（例如胶合剂或相似物）附接在同轴电缆104和管支撑件122之间，以将电缆固定在位。相似地，安装块126、128（例如，胶合剂）附接在传输线102和管支撑件122之间，以将传输线固定在位。

[0071] 传输线可以包括TRF-41（介电常数4.1以及损耗角正切0.0035）的0.61mm厚的板材130。同轴电缆104具有大约2.2mm的外径和0.574mm的销直径。同轴电缆280是UT85C-LL（来自Micro-Coax公司），该同轴电缆在用于发展可以从一侧或者两侧和/或从远端将微波能量有效地辐射到组织中的结构的模式中使用。

[0072] 传输线102上的导电层116、118一直延伸到板材130的远端并且是2.002mm宽。板材130是2.6mm宽，虽然在本发明中这可以减小到2mm或者更小。

[0073] 管支撑件122是聚丙烯管，该聚丙烯管具有3.1mm的外径和2.6mm的内径，以在内窥镜中形成良好的滑动配合。这提供了大约0.25mm的壁厚度。材料和厚度不是关键性的；可以使用尼龙或者聚乙烯、或者许多其他的塑胶。传输线的边缘优选地可以被倒角，以使器械将恰好低于管的直径而设置到位。

[0074] 该管沿着传输线102的长度延伸5mm。与同轴电缆的重叠在此是5mm，但是可以如所需要的那样长。该管短到足以穿过弯曲的内窥镜是优选的。该管的主要目的是支撑器械并将它稳固地保持在内窥镜的端部中。

[0075] 安装结构124和安装块126、128可以由生物相容的并且可以用于将结构保持在位的几乎任何材料制成，因为如果使得器械边缘和同轴电缆的销远离，这些材料不影响器械的性能。

[0076] 上导电层116和同轴电缆之间的间隙120是大约0.5mm。这个间隙还保证辐射结构的阻抗与组织负载的阻抗匹配。

[0077] 器械的中心从同轴电缆的中心偏移大约0.5mm（0.53mm）。外管的轴线在器械的中心上方大约0.3mm，但是仅需要安装在组件中的部件上方并且稳固地保持它们。

[0078] 电介质板材130可以是恰好在优选的工作频率下的波长的四分之一或者四分之三（例如，8mm或者21mm）之上，以使驻波将不会靠近器械的基部强烈地耦合到支撑塑胶管。

[0079] 本发明利用与在上文中描述的那些相似的天线结构来提供夹具状器械结构中的独立辐射边缘（在本文中被称为“刀片”，虽然它们不需要变锋利），如果需要，该夹具状器械结构可以用于保持脉管并且对外壁施加一定水平的力。

[0080] 图3A示意性地示出了作为本发明的一个实施例的脉管封闭器械200。在这个实施例中，器械200通过同轴电缆202从能够分开地或者同时地生成和输送RF EM能量和微波EM能量的能量源（未示出）连接以接收功率。器械200具有钳状构造，该钳状构造包括铰接在一起以在打开位置和关闭位置之间枢转的两个臂204、206。打开位置在图3A中示出。

[0081] 在这个实例中，待处理的组织可以在供给微波和/或RF能量之前定位和压缩或者夹持在这个器械的臂204、206之间。在这个实施例中，器械的远端因此包括臂204、206的相对的内边缘208、210。每个内边缘在其上具有暴露的辐射元件（即，双极辐射结构），该辐射元件可以采用许多形式中的一种，如下文中讨论的。根据本发明，每个内边缘208、210包括它本身的天线结构，即，每个辐射内边缘208、210包括具有局部返回路径的辐射器，使得它们以不依赖于另一个边缘的位置的方式将微波和/或RF能量辐射到组织中。

[0082] 在一个实施例中，辐射内边缘可以每个均包括行波天线结构，其中，当它们距离能量源（即，供电点或者同轴电缆202的远端）的距离增大时，多个辐射孔（或者辐射狭槽）在宽度上增大。狭槽的方向可以是沿着臂204、206的方向或者垂直于臂的方向。通过这个结构，微波能量可以从狭槽以均匀的方式辐射。这种布置在下文中参考图10A至10C更详细地披露。

[0083] 在另一个实施例中，平行板传输线结构可以制造在每个臂204、206上，其中，平行板传输线结构的辐射边缘布置或者定位成沿着臂的方向或者垂直于臂的方向辐射。每个辐射边缘可以布置成将微波和RF能量两者辐射到组织或者脉管中，即，对于刀片或者平行板传输线而言，用于RF和微波电流的返回路径是局部的，因此器械的工作或者效力与钳爪相互之间的距离无关，因此使用器械来切割和凝固（即，封闭）任何直径的脉管是可能的。装置可以对脉管施加机械力以协助整个封闭过程。

[0084] 脉管封闭器械可以用作开腹手术或者锁孔手术切除或者解剖装置的部分。能量源可以包括在5.8GHz下工作的100W固态功率源。这个类型的微波EM能量可以通过使得器械能够在2分钟内沿着组织的10cm的长度凝固到4cm的深度的辐射来产生穿透深度（假定-3总的血液密度是1060kgm 并且血液的比热容是3840J/kgK）。在凝固之后，可以施加RF EM能量，以切割穿过组织。器械可以通过在出血的表面上方应用结构的辐射部分以使出血的脉管的端部变性并且使它们紧缩以形成或者产生自然结扎而在出血的肝床（liver bed）或者脾上实现止血，这将进一步地利用凝固阻塞。微波和RF EM能量可以同时地施加，以增强由单独地施加的微波或者RF能量导致的组织效应。沿着一个单一通道（电缆组件）将RF和微波EM能量输送到一个器械结构中的能力使得安全地布置成在组织已经使用微波EM能量凝固之后使用RF EM能量切割组织成为可能。

[0085] 图3B和3C示出了用于脉管封闭器械的两个布置，其中多个辐射结构（对应于在图3A中示出的臂）将RF和微波EM能量两者输送到脉管214中。臂围绕脉管214布置以将EM能量输送到脉管中。

[0086] 图3B示出了定位在脉管214的相对侧上的两个辐射刀片212。每个刀片212包括电介质材料的平面本体216，该平面本体具有例如以与上文中参考图1和2讨论的双极天线结构相似的方式形成在其相对的平面表面上的导电材料218（例如，金属化层）。辐射刀片对应于所接收的RF和/或微波信号从它的远端（在图3B中最靠近脉管）发射EM场。平面本体的第一表面上的导电层电连接到同轴电缆的内部导体，而第二（相对的）表面上的导电层电连接到同轴电缆的外部导体。平面本体为RF和微波电流两者提供了经过刀片212的局部返回路径。在这个实施例中，通过使用3dB功率分配器220，对每个刀片212施加相等量的功率，该功率分配器可以是威尔金森功率分配器、带状线返波耦合器（stripline backward wave coupler）等等。刀片可以布置成使得引入到每个刀片中的信号具有相同的功率和相位，但是本发明不限于这个情况，即，可以将90°或者180°的相位滞后引入到刀片中的一个。两个刀片之间的相位和幅值差还可以通过将功率衰减器和/或可变延迟线引入到功率分配器220的输出端口和各自的辐射刀片212的输入端口之间的一个或者两个路径中而电子地调节。这个调节可以使电磁辐射能够进一步地聚焦在脉管中，以促进更快速的且有效的脉管封闭。

[0087] 图3C示出了与图3B相似的结构，但是使用了围绕脉管214布置的四个辐射刀片222，以将微波和RF能量输送到脉管214中以凝固和切割脉管。刀片以相对的两对布置，这两对在正交的方向上靠近到一起，以从四侧接触脉管。如图3B一样，每个辐射刀片包括电介质材料的平面本体216，该平面本体具有以这样的方式形成在其相对的平面表面上的导电材料218（例如，金属化层），即，使得导致辐射刀片对应于所接收的RF和/或微波信号的EM场或者通过对输送到组织中的RF和微波能量的功率水平和占空比（或者开/关时间）的用户控制从它的远端发射EM场。这个结构使用三个同相的3dB功率分配器224、226、228来将相等大小和相位的功率输送到四个辐射刀片22中。如果假定耦合损耗是可忽略的，则从每个刀片22输送到脉管214中的功率的水平将是输送到第一功率分配器228的输入端口中的功率的四分之一。在图3C中示出的布置中，第一功率分配器228将来自传输线（没有示出）的远端的可用的功率分成两个相等的部分并且处于相同的相位。第一功率分配器
228的两个输出处的功率则供给到另外的两个同相功率分配器224、226的输入端口中，这两个同相功率分配器在它们的输出端口处产生具有相等的大小和相同的相位的功率，以供给四个辐射刀片222的输入端口，这四个辐射刀片围绕脉管相距地（按照角度）间隔开，当微波和/或RF能量源被激活时，它们的辐射边缘与脉管接触或者紧密接近。在微波和/或RF能量源的激活之前，可以对脉管施加力。

[0088] 刀片222的所有边缘可以被倒圆，使得它们不包含可以切割到脉管中并且导致通过使用机械力而不是电能的切割的任何锋利边缘。这个特征防止脉管在RF和微波能量源未激活并且器械正被定位在脉管附近时破裂。如果脉管由于机械装置而破裂，则可能不必要地发生失血。

[0089] 图4A和4B示出了作为本发明的另一个实施例的脉管封闭器械230。在切断脉管的过程中，需要保证，在切割步骤之后，具有足够大的深度（即2mm至5mm）的凝固的材料的“塞子”或者“栓塞”出现在脉管的分离的端部处，以防止不期望的液体（例如，血液）泄漏。为这个原因，在凝固的区域内（优选地在其中心）进行切割是重要的，例如，沿着4mm的凝固的长度切割2mm或者沿着10mm的凝固的长度切割5mm。本发明使这个过程容易，因为凝固或者胶原变性和切割利用处于相同位置中的工具执行，该工具被自动居中地定位在凝固或者胶原变性的区域中。在5.8GHz的频率下的微波能量的使用帮助促进胶原变性，以在分开的脉管的端部处产生有用的栓塞。由于电场的穿透深度，5.8GHz的聚焦的源促进可以用于促进成胶作用的栓塞的发展，其中，该电场转换成热以形成栓塞，在遇到器械的组织类型（即血管、血液、肝和脾）中在6mm到7mm之间的深度内减小到它的最大值的37%。

[0090] 图4A示出了脉管封闭器械230在它的远端处具有一组钳爪，该钳爪包括一对活动臂232、234。在图4A中，钳爪处于关闭位置中，其中，脉管236被夹持在它们之间。RF和微波EM能量可以使用RF/微波连接器238供给到器械230中，该RF/微波连接器可连接到从适合的发生器（没有示出）输送RF和微波能量的柔性同轴电缆（没有示出）。在连接器236处接收的RF和微波EM能量可以使用传输线或者微波/RF电缆组件242输送到器械230的手持本体240中。手持本体240可以设计成使用户能够以可控的且舒适的方式握持和操作器械。手柄244和触发器246可以适合于用户的手，以能够容易的操作。轴248将手持本体240连接到这组钳爪。传输线或者微波/RF电缆组件242继续穿过手持本体240并且在轴248内延伸到这组钳爪。在轴248的远端处，传输线或者微波/RF电缆组件242连接至功率分配电路（在此没有示出，但是类似于上文中参考图3B讨论的），该功率分配电路将RF和/或微波EM能量分成两部分。每个部分连接到各自的天线结构，该天线结构形成在臂232、234的相对内表面上。如上所述，电路可以将输入信号分成具有相等的大小和相位的部分。

[0091] 这组钳爪的每个臂232、234上的天线结构可以是如上文中参考图1和2讨论的辐射刀片。可替换地，它可以具有下文中讨论的任何天线结构。

[0092] 图4B示出了处于打开位置中的具有这组钳爪的脉管封闭器械230并且图示了对于臂232、234上的辐射刀片250、252的可能的布置。辐射刀片250、252可以设置成使得它们的辐射边缘在与它们各自的臂232、234相同的方向上延伸。这个布置可以是优选的，因为钳爪适当地定向成在不使脉管扭曲的情况下夹持脉管。因此，器械可以定位成以对脉管造成最小的损伤的方式操作。

[0093] 图5A、5B和5C示意性地图示了脉管封闭和切割过程。图5A示出了定位（在能量源被激活之前）成在其相对侧上与脉管236接触的两个辐射刀片250、252，即，辐射刀片横穿脉管彼此面对。在脉管封闭过程的这个阶段施加机械力也可以是必需的。例如，可以施加来自镊子或者钳爪的机械压力，以将脉管的壁压到一起，并将腔内容纳物向侧面推出而使得内脉管壁和外脉管壁保持完整并且相互接触。包括对外壁施加微波能量的第一阶段于是可以开始启动胶原变性过程，这使丝移动。这之后可以是包括第二剂量的微波能量（这可以使用不同的功率/时间波形输送）的施加以使胶原凝固到一起的第二阶段。这之后可以是允许组织冷却的松弛阶段，之后是包括对刀片施加RF能量以将脉管横切或者切割成两部分的最终阶段。图5B图示了其中微波和RF能量通过辐射刀片250、252施加到脉管236的情形。形成两个凝固区域，一个远离每个辐射刀片250、252延伸，直到它们相遇以形成凝固剂的栓塞254。当凝固区域远离它们各自的辐射刀片250、252生长时，流动通道仍然存在于脉管236中，以允许血流发生，虽然以受限制的方式。因为每个辐射刀片250、252独立地工作（即，具有它本身的用于RF信号的局部返回路径），每个凝固区域的形成也是独立的。这可以保证产生更均匀的栓塞254，即，可以避免当脉管被切断时可能破裂的粘合于脉管壁的薄弱区域。特别地，这个结构可以帮助对称的（例如，相对于穿过脉管的中心的想象轴线）凝固剂的栓塞254的形成，这允许新的胶原侵入旧的胶原基质以允许脉管在关闭位置中“生长”。

[0094] 在本发明中，RF EM能量和微波EM能量可以同时地发射，以执行封闭（凝固）和切割动作。每个类型的能量的输送轮廓可以构造成对应于它将执行的动作。因此，微波EM能量可以布置成通过导致凝固而封闭脉管。用于微波EM能量的输送轮廓可以选择成凝固到x mm的距离。另一方面，RF EM能量可以布置成切割脉管。用于RF EM能量的输送轮廓因此可以选择成切割到 的距离。RF切割动作因此在受微波封闭动作影响的区域中仅延伸有限的距离。这可以保证脉管在它被封闭之前不被切割。此外，RF EM能量的激活可以在微波EM能量已经施加之后发生预定量的时间，以允许凝固区域形成。在实际中，该过程可以包括重复地施加微波EM能量和RF EM能量的脉冲（例如，偏移脉冲）。

[0095] 图5C图示了其中初始的脉管236已经被封闭和分开的情形。形成两个分离的脉管，并且凝固剂的栓塞254被分离成两个终端阻塞区域256、258，这两个终端阻塞区域防止血液从分离的脉管的端部泄漏。两个辐射刀片250、252可以在结束脉管封闭过程时相互接触。可以期望以这样的方式布置辐射刀片，即，使得在最靠近心脏的端部处对于脉管形成两个以上的封闭，即，器械可以包含多个辐射刀片。可以期望的是，当形成第一封闭时脉管不完全地紧缩，但是当形成第二封闭时脉管完全地紧缩。

[0096] 图6A和6B图示了本发明的另外的实施例。图6A示出了与上文中参考图4A和4B讨论的那些相似的脉管封闭器械的远端260。在这个实施例中，容纳同轴供电电缆的套管264在铰链262处终止，两个相对的臂266、268绕该铰链枢转，以打开和关闭它们之间的夹持区域270。打开/关闭动作可以是用户可控的，例如，使用穿过套管264延伸的导线（没有示出）。在使用中，待封闭和/或切割的脉管定位在夹持区域中，在此它可以被物理地保持在相对的臂266、268之间以施加力以部分地关闭脉管，同时施加RF和/或微波EM能量。在这个实施例中，每个臂266、268的内（即，面对的）表面包括凹入的凹入部。当关闭臂266、
268时，凹入部结合以形成用于接收脉管的孔。器械的辐射结构每个均位于各自的臂266、
268的凹入的凹入部内。

[0097] 图6B示出了脉管封闭器械的另一个远端272。在这个实例中，套管（没有示出）也在铰链262处终止，一对相对的臂274、276绕该铰链枢转，以打开和关闭它们之间的夹持区域278。臂274、276类似一对镊子，并且每个在它们的内（面对的）表面上具有突出部280，该突出部包括用于那个臂的辐射结构。当关闭臂274、276时，相对的突出部280的平的外表面在夹持区域278中相遇。这个实施例因此允许除了来自辐射结构的RF和微波EM能量之外的施加在脉管上的物理压力。可能需要这个压力，以当涉及大的脉管时协助封闭过程。

[0098] 图7至9示出了用于将微波和RF EM能量发射到脉管中的辐射刀片可以如何布置在脉管封闭器械的远端处的许多其他的实例。

[0099] 图7A示出了这样的布置：其中，辐射结构282、284的边缘是凹入的，并且当其上形成有辐射结构的臂286、288围绕脉管290关闭地枢转时符合脉管的形状。辐射结构282、284的凹入的表面的半径被设定成大到足以保证在封闭过程期间脉管290位于凹入的表面内。例如，凹入的表面的半径可以是5mm，并且脉管的直径可以是4mm。微波和RF EM能量通过包含在输送轴内的微波电缆组件输送到辐射结构282、284，如上文中解释的。在这个特别的布置中，对于辐射结构282、284可能优选的是，稍微地从它们各自的臂286、288突出，例如突出0.5mm，以允许辐射表面在整个凝固切割过程中始终与脉管接触。这个结构可以保证具有比辐射刀片的半径小的半径的脉管仍然可以被有效地封闭和切割。在图7A中，辐射结构282、284与臂286、288成一直线地定位。

[0100] 图7B示出了除了辐射结构282、284垂直于臂286、288的长度之外与图7A相似的布置的前视图。

[0101] 图8A示出了这样的布置，其中，将微波和RF EM能量输送到脉管290中的辐射结构282、284的边缘是凸出的。辐射结构282、284的凸出的表面的半径应该大到足以保证正在被封闭的脉管290暴露于微波和RF EM能量，即，凸入的表面的半径可以是5mm，并且脉管的直径可以是4mm。在图8A中，辐射结构282、284与臂286、288成一直线地定位。

[0102] 图8B示出了除了辐射结构282、284垂直于臂286、288的长度之外与图8A相似的布置的前视图。

[0103] 图9A示出了这样的布置，其中，将微波和RF EM能量输送到脉管290中的辐射结构282、284的边缘是平的（对于该边缘可以优选的是，在转角处稍微地倒圆，以消除由于锋利的边缘导致脉管损伤的任何可能性）。在图9A中，辐射结构282、284与臂286、288成一直线地定位。

[0104] 图8B示出了除了辐射结构282、284垂直于臂286、288的长度之外与图8A相似的布置的前视图。

[0105] 图10A、10B和10C图示了本发明的另一个实施例。在这个实施例中，脉管封闭器械300使用行波天线结构来将微波和RF EM能量输送到生物组织中。

[0106] 图10A示出了整个器械300。这个实施例在轴306的远端处包括一对镊子302、304。轴306连接到手持单元308，该手持单元包括手指握持把手310（用于打开和关闭镊子
302、304）和触发器312。对于这个结构可以优选的是，在两个刀片之间施加RF能量，即，使用一个刀片或者臂作为激活，使用第二个刀片或者臂作为返回。触发器312用于激活从形成在镊子302、304的内表面上的天线结构的微波和/或RF EM能量的输送。手持单元308通过柔性同轴电缆314连接到能量源（没有示出）。按压触发器可以导致手持单元内的控制电子设备发出激活指令以控制能量源中的电子设备。手持单元和能量源之间的通信可以通过柔性同轴电缆314中的适当的接线承载或者可以无线地完成。柔性同轴电缆314可以始终在手持单元内延伸到轴306的远端。使用包含在轴306内的适当的微波/RF功率分配器（上文中讨论的）将在这个点处可用的功率分成两个相等的部分。可以优选的是，使用同相功率分配器，以保证单独地从天线结构输送的EM辐射是同相的以实现期望的组织效应。

[0107] 图10B示出了镊子302、304的特写视图。镊子302、304的每个指状件的内表面具有形成在其上的行波天线结构316。如在图10C中示出的，每个行波天线结构316包括形成在电介质材料件318的面向外（即，前）表面上的开有狭槽的金属化层320。导电供电线322形成在电介质材料318的面向内（即，后）表面上，并且连接以接收来自上文中提到的微波/RF功率分配器的微波和/或RF EM能量。

[0108] 开有狭槽的金属化层320布置成使得用于使脉管内的胶原凝固或者变性的微波和/或RF EM能量穿过暴露在狭槽324处的电介质材料而辐射。邻近狭槽324定位的金属化的区域提供了接地平面或者用于返回电流（微波和RF）流动的优选路径。RF场将介于行波结构的激活边缘和返回边缘之间，并且金属化层可以沿着在此不需要切割动作的边缘削减。RF EM能量将不从狭槽辐射，因为孔径将使得RF频率下的波将被截止。

[0109] 如在图10B中示出的，行波天线结构316的长度是沿着（平行于）其各自的指状件304的长度，但是可以优选的是，该结构与指状件成角度，（例如，成90°）。

[0110] 如在图10C中示出的，狭槽324的长度可以随着距离微波发生器的距离增加而增加。辐射狭槽之间的间距、狭槽的宽度和狭槽的长度可以使用比如Ansoft HFSS或者CST Microwave Studio的EM场建模工具优化成在感兴趣的微波频率下将均匀的微波能量辐射到代表性的生物组织中。这种行波天线结构的优点在于，沿着结构的整个长度，微波辐射是均匀的，这保证实现均匀的组织凝固区域。器械的这个特别的布置可以在不使用RF能量的情况下实现期望的组织效应。

[0111] 在上文中参考图1和2讨论的器械中，能量输送结构（即，辐射“刀片”）是矩形传输线结构。图11A、11B和11C描绘了作为已知的矩形传输线的发展的传输线类型刀片402的各种视图。在这个实例中，刀片的远端404朝向弯曲的顶端406逐渐变细。在这个实施例中，从近端407到远端顶端406的刀片的总长度是10.6mm。在刀片的长度的最后6.0mm上出现逐渐变细之前，刀片在近端407处具有恒定宽度（或者2.0mm）的部分。根据期望的辐射图案，可以选择不同的曲率。

[0112] 与在图1和2中讨论的刀片相似，在这个实例中，刀片402包括电介质材料的本体（具有0.5mm的厚度），该电介质材料的本体具有形成在它的主（即，顶部和底部）表面408、410上的导电层。导电层优选地是例如PtAg的金属化层。侧边缘412是暴露的电介质（即，没有金属化）。可以选择电介质材料的不同厚度。

[0113] 相似于在图1和2中讨论的刀片，间隙420设置在上导电层408的近端边缘414和刀片的近端407（其在使用中对应于同轴电缆的远端）之间。这个间隙协助能量输送结构（其形成源的一部分）和通过生物负载呈现于那个结构的负载阻抗之间的阻抗匹配。

[0114] 参考图11A、11B和11C讨论的刀片的形状能够从它的侧边缘和它的远端辐射。因此，在本发明的没有图示的实施例中，可以提供这样的脉管封闭器械，即，该脉管封闭器械使用并排地设置的在图11A、11B和11C中示出的一对辐射刀片，由此脉管可以位于刀片的侧边缘之间以封闭。一个或者两个刀片都可以枢转地安装在器械轴上，以允许打开和关闭这对刀片。这个布置可以使得器械也能够用于对正在被封闭的脉管施加夹持压力。

[0115] 上文中描述的器械可以在腹腔镜或者开腹手术中使用，以执行包含在动物体和体内的脉管化器官的切除。可替换地或者此外，器械可以适合于用作热结扎装置。