CN102245118A - 组织切除系统 - Google Patents

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Abstract

通过使用连接到施加器的射频电源来处理组织，该施加器具有填充有非导电气体的由薄介电壁包围的腔体。以足以将气体离子化成等离子体以及足以将离子化的等离子体与组织电容性耦合的电平来施加射频电压，从而传送射频电流以切除或以其它方式处理组织。

Description

组织切除系统
发明背景
1.发明领域本发明涉及电外科设备及用于快速、受控地切除组织的相关方法。更具体地，本发明涉及用通过非导电气体传送的射频电流治疗组织，该气体离子化成透过该气体周围的薄介电层电容性地耦合到周围组织。
长期以来提出通过切除包围器官内部的子宫内膜层或粘膜层来治疗如子宫及胆囊之类的患病器官。可通过加热表面、用微波能量处理表面、用冷冻消融处理表面、并向表面传送射频能量来实现这种内表面切除。已提出对于本发明有特殊意义的各种射频切除结构，包括固体电极、球囊电极、金属化织物电极等。虽然通常是有效的，但至少多数现有电极设计遭受一个或多个缺点，诸如相对慢的处理时间、不完全处理、非均匀切除深度、以及伤害相邻器官的风险。
出于这些原因，期望提供射频切除内部组织表面的方法和装置，以做到快速、切除深度均匀、确保整个目标表面上的完全切除并减小伤害相邻器官的风险。这些目的的至少一部分将由本文所描述的发明来实现。
2.背基技术美国专利No.4,979,948描述了填充有电解质溶液的球囊，该球囊用于向粘膜层经由电容耦合分布射频电流。发明者与本申请的发明者相同的US2008/097425描述了传送将射频电流带给组织的液体介质的增压流，其中当液体经过流孔时，该液体被激发成等离子体。US5,891,134描述了密封球囊内的射频加热器。US6,041,260描述了在球囊外表面上分布的射频电极，该球囊在要治疗的体腔中膨胀。US7,371,231和US2009/054892描述了导电球囊，其具有作为用于执行子宫内膜切除的电极的外表面。US5,191,883描述了球囊内介质的双极加热以用于热切除。US6,736,811和US5,925,038示出可膨胀导电电极。
发明内容
本发明提供用于处理患者组织的装置系统和装置。该处理一般包括向组织传送射频电流以便加热并通常将组织切除到期望深度。电流从射频能源通过第一介电介质和与该第一介质串联的第二介电介质传送到组织。第一介电介质将通常包括非导电气体，该气体典型地通过施加高压射频电压，但是可选地通过直接向气体施加热，进一步可选地通过向气体施加高射频电压和热两者来激化以形成等离子体。第二介电介质将第一介质与目标组织分隔开，该目标组织典型地包括如硅树脂或基于硅树脂的材料的薄介电材料，更典型地包括界定包含非导电气体的内腔体的薄介电壁。因此，通过穿过第一和第二介电介质施加射频电压向组织传送射频电流，使得第一电介质被离子化，通常形成气体等离子体，且第二电介质允许电流经由电容耦合流向组织。
用于向组织传送射频电流的系统和装置包括具有支承端、工作端、以及内腔体的主体。薄介电壁包围内腔体的至少一部分，并具有置于主体工作端处的外表面。将设置气体入口以连接到腔体，用于以连续流动模式或静态模式传送非导电气体。提供第一电极结构，且该第一电极结构具有暴露于内腔体或气体入口的表面。还提供第二电极结构，且该第二电极结构具有适配成与组织接触的表面，其典型地在主体的某一处上，更典型地在设备的把手部分或杆部分上。该装置还包括连接成穿过第一和第二电极结构施加射频电压的射频电源，其中电压足以发起气体的离子化以在腔体内形成等离子体。电压还将足以在等离子体中将电流穿过介电壁电容性地耦合到与外表面相邻的组织。
主体的特定结构可能变化。在第一示例中，介电壁可包括刚性材料，通常选自由陶瓷、玻璃和聚合物构成的组。刚性材料可形成为包括管状、球状等的各种几何形状。通常，介电壁将具有约0.002英寸到0.1英寸范围中的厚度，通常从0.005英寸到0.05英寸。
在替代实施例中，介电壁可包括可顺应的材料，典型为硅树脂。这种可顺应介电壁将典型地具有约0.004英寸到0.03英寸范围中的厚度，通常从0.008英寸到0.015英寸。该可顺应壁可以是不可扩张的，或可以具有使壁结构可膨胀的弹性。对于不可扩张的或弹性介电壁而言，该设备还可包括支承可顺应材料的框架，通常该框架可扩展及收缩以打开及关闭介电壁。
本发明的装置典型地还将包括连接到主体的支承端的杆或其它把手结构。通常，杆将具有延伸到主体的气体入口以便向腔体传送非导电气体的内腔。杆或把手还可至少包括用于从腔体移除非导电气体的第二内腔，使得气体可在连续流中再循环。通常，第一电极将至少部分地在设备的第一内腔中，尽管其也可在腔体内或在第一内腔和腔体两者内。第二电极将通常至少部分地置于该设备的外表面上，典型地在杆上，尽管在某些系统中，第二电极可置于独立的分散导流罩上。
根据本发明的装置将具有0.01ml到20ml范围中的内腔体体积，典型地从1ml到10ml。介电壁将具有1mm2到100mm2范围中的面积，典型地从5mm2到50mm2。第一电极表面将具有与非导电气体接触的0.01mm2到10mm2范围中的面积，典型地从1mm2到5mm2。此外，第二电极结构将具有能够与组织接触的0.5mm2到50mm2范围中的面积，通常从1mm2到10mm2。
射频电源可能具有经常用于电外科中的一般结构。电源将通常配置成典型地以0.1A到1A范围中的电流，典型地以从0.2A到0.5A的电流，且以450kHz到550MHz范围中的频率，通常以从480kHz到500MHz的频率来传送500V(均方根)到2500V(均方根)范围中的电压，通常为从600V(均方根)到1200V(均方根)的电压。
用于处理患者组织的设备包括将非导电气体包含在施加器的内腔体中，其具有包围至少部分内腔体的薄介电壁。薄介电壁的外表面将与组织的目标区域接合，且穿过气体和薄壁施加射频电压，其中电压足以离子化气体以在气体中发起等离子体，且足以将气体等离子体中的电流穿过介电壁电容性地耦合到所接合的组织。
非导电气体可静态地保持在腔体内，但将更经常主动地流过施加器的腔体。非导电气体的流速将典型地在约1ml/秒到50ml/秒的范围中，优选从5ml/秒到30ml/秒。内腔体体积将在0.01ml到100ml的范围中，典型地从2ml到10ml。通常，非导电气体将是氩气或其它惰性气体或惰性气体的混合物。
施加器的介电壁可采取各种配置。在第一实施例中，介电壁将具有通常为固定的形状，无关于所包含气体的内部加压，该形状将保持恒定。替代地，介电壁可能是弹性的、可顺应的、松弛的、或否则具有可顺应于所接合组织表面的可改变形状。在一些示例中，薄介电壁将包括球囊或可通过增大非导电气体或其它介质的内部压力来扩展的其它可膨胀结构。替代地，可在弹性的或非弹性顺应薄介电壁内提供单独的框架、笼子、弹簧或其它机械展开结构。在后一情况下，框架或其它结构可被配置成以及再配置成将薄介电壁定形为该方法所期望的形状。
通过提供耦合到非导电气体的第一电极表面和耦合到患者组织的第二电极表面，向组织施加电压。射频电压随后穿过第一和第二电极而施加，以便离子化内腔体内的非导电气体(形成等离子体)，并以便穿过薄介电壁使带电的等离子体与组织电容性地耦合。
向第一和第二介电介质施加的电压将取决于第一电极表面和介电壁之间的距离以及介电壁和第二电极之间的电阻，其中第二电极与组织接触，且电阻典型地在500V(均方根)和2500V(均方根)的范围中。在示例性实施例中，第一电极表面将通常在内腔体或通向内腔体的气体流路径之中或之上，且第二电极表面将与患者组织接触，经常置于处理设备的杆或其它外表面上。
附图简述
为了更好地理解本发明以及为了领会实际上如何实现本发明，接下来仅以非限制性示例方式参考附图描述一些优选实施例，贯穿附图中的类似实施例，相同附图标记始终表示相应特征。
图1是对应于本发明的切除系统的示意图，其包括电外科切除探针、射频(RF)电源以及控制器。
图2A是配置有用于切除肿瘤的尖头的图1的切除探针的视图。
图2B是刺入肿瘤后的图2A探针的另一视图。
图3是图1探针的工作端的放大示意图，其在薄壁介电结构内部提供气体电极。
图4A是替代性薄壁圆柱形介电结构的截面图，其中支承元件形成在介电结构内。
图4B是另一薄壁平面介电结构的部分截面图，其中支承元件为华夫饼干形结构。
图5A是另一薄壁平面介电结构的部分截面图，其中支承元件包括柱状元件。
图5B是探针工作端的截面图，其中具有柱状支承元件的薄壁介电结构设置在芯电极周围。
图6是对应于本发明的一电外科系统的组件的框图。
图7是对应于本发明的一电外科系统的气体流组件的框图。
图8是图3所示工作端的切割示意图，其示出电流经由透过薄壁介电结构的电容性耦合被耦合到组织的本发明的方法中的一步骤。
图9A是图3方法的一方面的放大示意图，其示出定位离子化气体电极和与组织接触的薄壁电介质的步骤。
图9B是施加RF能量以穿过气体建立弧并电容性地透过薄壁电介质耦合以在组织中的分离路径中造成电流流动的后续步骤的示意图。
图9C是类似于图9B的示意图，其描绘流向组织中的另一随机路径的电流的扫描。
图9D是类似于图9A-9C的示意图，其描绘来自组织中的多个扫描的电流流动的热扩散。
图10是示出能量传送形式的电方面和组件的电路图。
图11A是位于组织中的图3的工作端的截面图，其示出使用工作端的方法中的步骤，其中电流经由离子化气体耦合到组织并透过薄壁介电结构电容性耦合。
图11B是类似于图11A的截面图，其示出该方法中的显示经切除的组织体积的另一步骤。
图12是使用方法中类似于图3的替代工作端的截面图，介电结构具有中心支承构件，其作为(i)电极以及(ii)气体流引导装置。
图13是对应于本发明的一方法的框图。
图14是对应于本发明的另一方法的框图。
图15是对应于本发明的另一方法的框图。
图16是对应于本发明的另一方法的框图。
图17是对应于本发明的另一方法的框图。
图18A是携带可从鞘延伸的多个针状切除元件的替代切除探针的平面图，各元件具有带不同介电参数的介电结构，以用于电容性耦合的方向控制并因此控制切除的方向。
图18B是多个可延伸针切除元件从鞘延伸出的图18A的切除探针的另一视图。
图19是针对切除及切割定下目标组织体积的情况下的图18A-18B的切除探针的工作端的放大图。
图20是利用图19的工作端切除的组织的截面图，其示出定向电容性耦合及定向切除。
图21是用于定向电容性耦合及定向切除的利用多个类似于图19-20的工作端的肿瘤切除方法的示意图。
图22是类似于图3和图12的替代工作端的截面图，其具有用于定向控制电容性耦合及因此定向控制切除的非均匀厚度介电结构。
图23是用于定向控制对组织的电容性耦合的非均匀厚度介电结构的截面图。
图24是具有用于定向控制对组织的电容性耦合的不同材料的均匀厚度介电结构的截面图。
图25A是类似于图12的切除探针的工作端的截面图，其具有非延伸条件下可扩展的薄壁介电结构。
图25B是图25A的工作端的截面图，其具有在软组织中在延伸条件下可扩展的薄壁介电结构，该结构配置用于根据气体膨胀压力来扩展。
图25C是如图25B所示的另一截面图，其示出从可扩展介电结构中所包含的等离子体将能量电容性耦合到组织。
图25D是如图25B所示的另一截面图，其示出能量传送后的被切除组织的区域。
图26是折叠在可转移鞘内的未延伸条件下的可扩展介电结构的另一截面图。
图27是心脏及类似于图25A的另一切除探针的工作端的切割示意图，该切除探针具有配置以用于切除肺静脉以治疗心房颤动的可扩展薄壁介电结构，其中该结构配置用于根据气体膨胀压力而扩展。
图28是切除肺静脉的图27的工作端的放大截面示意图。
图29是心脏及配置以用于切除线性损伤以治疗心房颤动的另一切除探针的可偏转工作端的切割示意图。
图30是图29的可偏转工作端的示意性立体图，其示出伸长的介电结构。
图31是图30的可偏转工作端及介电结构的截面图，其示出内电极。
图32是类似于图30-31的另一可偏转工作端的立体图，其用于生成圆周损伤以治疗心房颤动。
图33是食道及类似于图27的另一切除探针的工作端的切割示意图，其具有配置以用于根据内骨骼框架扩展的可扩展薄壁介电结构。
图34是图33的可扩展薄壁介电结构的切割示意图，其示出可选地作为电极的内骨骼支承框架。
图35是类似于图34的另一可扩展介电结构的切割视图，其示出替代的内骨骼支承框架。
图36是另一切除探针的工作端的截面示意图，其包括啮合组织的第一和第二相对齿板，各齿板啮合表面包括薄壁介电结构，该齿板配置成用于密封或凝结夹在其之间的组织。
图37是另一实施例的具有可扩展薄介电壁结构的工作端的示意图，该薄介电壁结构具有用于执行另一形式的双极切除的多个等离子体承载腔体。
图38是沿着图37的线38-38截取并旋转90°的示出组织中的电流流动的图37的工作端的横向截面示意图。
具体实施方式
在附图中示出对实践对应于本发明的电外科方法有用的切除系统的若干实施例。一般地，这些实施例的每一个利用在第一极性处离子化并包含在薄壁介电外壳内的气体，薄壁介电外壳提供将来自气体的RF电流电容性地耦合到目标组织，该目标组织与第二极性处的电极接触、并与介电外壳分隔开且在介电外壳外部。该系统实施例典型地包括具有工作端的仪器，该工作端包括用于包含可离子化气体的薄壁介电外壳。当施加充分的电压以将所包含气体离子化成等离子体并同期发生透过周围介电结构的电容性耦合时，电流开始流向组织。本发明由此提供能够极快地将组织切除成1mm到5mm或更大的控制深度的基于电压的电外科效果，其中在介电外壳的整个表面周围，切除深度极均匀。仪器工作端和介电外壳可采取各种形式，包括但不限于，针切除设备的延伸杆部、介电可扩展结构、用关节连接的构件、可偏转构件、或者电外科齿板结构的至少一个啮合表面。该系统实施例和方法可用于间质组织切除、腔内组织切除或局部组织切除。
本文所描述的系统实施例利用包含非导电气体作为电介质的薄壁介电结构或仪器工作端处的壁。薄壁介电结构可以是具有配置成接触组织的表面的聚合物、陶瓷、或玻璃。在一个实施例中，薄壁介电结构内部的内腔体携带诸如氩的循环中性气体或静态中性气体。RF电源通过置于工作端内部的电极来提供耦合到中性气体流或静态气体体积的电流。直到通过电压击穿被转换成导电的等离子体，包含在介电外壳内的气体流或静态气体的类型一直都是非导电的。气体击穿的阈值电压将根据若干参数的变化而变化，这些参数包括气体压力、气体流速、气体类型、以及穿过内腔体的从内电极到介电结构的距离。如一些实施例所示，在操作期间可通过反馈机制来调制电压及其它操作参数。
通过与仪器工作端中的导电电极相接触来离子化的气体起到开关机制作用，其仅允许当穿过气体、介电结构以及接触的组织的组合的电压达到造成穿过介电结构的电容性耦合的预定阈值电位时，电流流向目标组织。通过允许电流仅在将电流电容性地耦合到组织的高阈值电压下流动，本发明使与介电结构接触的全部组织内具有基本均匀组织效果。此外，本发明允许离子化气体的产生与通过将非导电气体转换成等离子体从而向组织施加能量同时发生。
在装置的一个实施例中，离子化气体作为电极，并包括可典型地从与气体流接触的工作端内部的电极穿过介电结构内的内部包含气体容积传导电流的气体流。气体流配置的目的为使能量穿过介电结构的表面均匀地耦合到介电结构，但是其仅在非导电气体介质通过被升高至阈值电压已被转换成导电等离子体时才传导这种能量。
定义
等离子体。一般地，本公开申请可相互交换地使用术语“等离子体”及“离子化气体”。等离子体由其中中性气体中的电子被夺走或从其分子或原子被“离子化”的物态组成。可通过施加电场或通过高温来形成这种等离子体。在中性气体中不存在导电性或导电性非常低。中性气体充当电介质或绝缘体直到电场达到击穿电压，从雪崩过程中的原子释放电子，从而形成等离子体。这种等离子体提供移动电子和正离子，作为支持电流并可形成火花或弧的导体。由于电子的质量较小，与较重的正离子相比，等离子体中的电子更快地加速以响应于电场，且因此运送大电流。
电介质及介电损失。术语电介质以其常规意义来使用，表示一种阻碍电流流动的材料，这是一种非导电物质。电介质的重要性质在于其支持静电场同时以热形式散发最小能量的能力。介电损失(作为热损失的能量的比例)越小，介电材料越高效。
介电常数或相对电容率。给定条件下的材料的介电常数(K)或相对静态电容率是其集中静电通量线的程度的度量，或者换言之是将运送交流电的材料的能力相关到承载交流电的真空的能力的数。由材料的存在所生成的电容直接与其介电常数相关。通常，当遭受强电场时，具有高介电常数的材料或介质比具有低介电常数的材料更容易击穿。例如，空气或其它中性气体可具有低介电常数，且当其经历介电击穿时，在此条件下电介质开始传导电流，该击穿不是永久的。当移除过大电场时，气体回到其正常介电状态。
电介质击穿。当向材料施加的静电场达到临界阈值并且其足够强以使材料突然传导电流时，发生称作电介质击穿的现象。在气体或液体介电介质中，如果电压减小到低于临界点，该条件逆转。在固体电介质中，也可发生这种电介质击穿且其透过材料耦合能量。如此处的使用，术语电介质击穿介质表示在临界电压下允许电流穿过介质流动的固体及气体电介质两者。
离子化度。离子化度描述丢失(或获得)电子的原子的等离子体比例，且主要地由温度来控制。例如，电流有可能产生小于0.001％到大于50.0％的范围中的离子化度。即使如0.1％或1.0％般少的粒子被离子化的部分离子化气体也可具有等离子体的特性，即，其可强烈响应于磁场并可以是高导电性的。对于本公开申请的目的而言，当离子化度达到大致0.1％、0.5％、或1.0％时，气体可开始像导电等离子体一样工作。等离子体容积的温度也与离子化度相关。具体地，可通过相对于离子化能量的电子温度来确定等离子体离子化。如果等离子体几乎完全被离子化，则该等离子体有时被称作“热的”，或者如果仅有一小部分(例如，小于5％或小于1％)的气体分子被离子化，则该等离子体被称作“冷的”或“技术等离子体”。即使在这种冷的等离子体中，电子温度仍可以是数千摄氏度。在根据本发明的系统中，在这种意义上等离子体是冷的，因为被离子化的分子比例极低。在此所使用的用于描述“冷的”等离子体的另一短语是等离子体的“平均质量温度”，其相关于离子化度对比非离子化气体，且其将两种气体容积组分的温度进行平均化。例如，在10,000℃的电子温度下1％的气体容积被离子化，而其余99％的温度为150℃，则质量平均温度将是149.5℃。已发现测量等离子体温度可用于确定大致的离子化度，其可用于所施加功率的反馈控制，且可用作用于防止薄壁介电结构内的不期望的高温的安全机制。
参考图1，其示出利用本发明原理的组织切除系统100的第一实施例。系统100包括探针110，探针110具有近把手112及沿着轴115延伸的伸长杆或延伸构件114。把手110由诸如塑料、陶瓷、玻璃或其组合等的电绝缘材料来制成。延伸构件114具有耦合到把手112的近端116。延伸构件114向包括配置成接触要目标切除的组织的介电构件或结构122的远工作端120延伸。
在图1的实施例中，工作端120和介电结构122是伸长且圆柱形的，具有从约0.5mm到5mm或更大范围内的截面并具有从约1mm到50mm范围内的长度。工作端120的截面可以是圆形、椭圆形、多边形、矩形、或任何其它截面。如图2A-2B所示，在一个实施例中，工作端120具有用于刺入组织以执行切除工序(诸如切除组织体130中125所指示的肿瘤)的尖头124。在另一实施例中，工作端120的远端头可以是钝的。在又一实施例中，整个工作端可在其中具有导流沟槽用于在导流线上推进工作端。
现转到图3，其示出图1、2A和2B的工作端120的放大图。可观察到介电结构122具有薄壁132，薄壁132在包含图3中140所指示的气体介质的内腔体135周围提供外壳。在一个实施例中，介电结构122可包括具有约3到4范围内的介电常数的陶瓷(例如，氧化铝)。壁132的厚度范围可从0.002″到0.10″，这取决于直径，或者更典型地在1到4mm范围中的直径而言具有0.005″到0.050″的厚度。在图4A所示的另一实施例中，介电结构122可包括一模压形式的陶瓷、玻璃或聚合物，该模压形式具有以轴向、径向、螺旋状、或其组合终结的加强支承部142或凸缘。支承部142替代地可包括与介电材料的薄壁132无关的构件。在如将在以下描述的这种实施例(图4A)中，介电结构122的薄壁部144允许将电流电容性地耦合到组织，同时支承部142向薄壁部144提供结构强度。在另一实施例中，图4B示出介电结构122的一部分，介电结构122具有华夫状构造的支承部142，其中由较厚壁支承部142支承薄壁部144。华夫状结构可基本上是平面形、圆柱形、或具有任何其它适当的构造，以用于在介电结构122一侧上的135所指示的腔体中包含气体电介质。在图5A和5B的另一实施例中，介电结构122可具有包含柱的支承部142，其在另一支承构件145上支承薄壁部144。例如，可在平面齿板构件中使用平面介电结构122以用于向密封组织施加RF能量。在另一示例中，图5B示出由芯支承构件145支承的介电构件122的钝头的、圆柱形薄壁132。在图5B的实施例中，可包含等离子体的内腔体135包括在薄壁部144和芯支承部145之间的间隔。
再次参考图3，延伸构件114由诸如聚合物、陶瓷、玻璃或具有绝缘涂层的金属等的非导电材料制造。介电结构122可通过胶、粘合剂等接合到延伸构件114以提供密封的、流体密封型内腔体135。在一个实施例中，气体源150可包括一个或多个压缩气体筒(图1和6)。如以下所描述(图6)，气体源被耦合到包括气体循环子控制器155A的微控制器155，微控制器155控制压力调节器158，且还控制适配成用于辅助气体循环的可选负压源160。图1中的RF及控制盒162可包括用于设置及控制诸如处理时间间隔、气体流、功率电平等操作参数的显示器164和输入控制器165。适合于在该系统中使用的气体包括氩气、其它惰性气体及其组合。
参考图3，气体源150通过柔性导管166向延伸构件114中的第一流沟槽170提供气体介质流140，第一流沟槽170与跟内腔体135连接的至少一个流入孔172相通。内腔体135还与流出孔174和延伸构件114中的第二流沟槽180连接，由此允许介电结构122内部的气体介质流140的循环。
仍参考图3，第一极性电极185绕着流沟槽170靠近流入孔172放置，从而与气体介质流140接触。应理解，电极185可位于与气体流接触的沟槽170中的任何更接近的位置，或者电极185可在介电结构122的内腔体135内。电极185电耦合到贯穿延伸构件及把手112延伸的导体或引线187，并耦合到由控制器155及RF子控制器155B控制的高频RF发生器200的第一极。相对极性电极205置于延伸构件114的外表面上，并由引线207电耦合到RF发生器200的第二极。
图6和7的框图示意性地描绘了配置成用于向组织传送切除电外科能量的一个实施例的系统、子系统及组件。在图6的框图中，可观察到RF电源200和电路由RF子控制器155B来控制。基于系统以及探针压力反馈、探针温度反馈、和/或气体流速反馈的反馈控制子系统(以下描述)还可操作地耦合到控制器155。可通过脚踏开关208或另一适当开关来启动该系统。图7示出通过系统及探针110相连到气体介质流的流控制组件的示意图。可观察到加压气体源150链接到下游压力调节器158、流入比例阀210、流量计212、以及通常关闭的电磁阀220。阀220由系统操作员启动，启动后其允许气体介质流140通过柔性导管166和探针110循环。系统的气体流出侧包括通常打开的电磁阀225、流出比例阀226以及与负压源160相通的流量计228。排出的气体可进入环境中或密闭系统中。图7所示温度传感器230(例如，热电偶)用于监控流出气体的温度。
图8和9A-9D示意性地说明了本发明的方法，其中(i)介电结构122以及(ii)所包含的中性气体容积140同时起作用以便提供第一和第二介电介质，它们协力作为用于优化向啮合组织体传送的极高压电流的独立机制。两个介电组件可表征为具有互补电压阈值电平，在这种互补电压阈值电平下只有高压电流可通过腔体135内的等离子体240的细235耦合，且透过薄壁电介质132电容性地耦合，以便允许电流进一步穿过在啮合组织中的最小电阻路径245。在图8中，假设啮合组织包围介电结构122且是透明的。在图8的实施例中，电极185还可作为气体传送套管，其中中性气体140可在腔体135中从孔250排出。组织中的高压电流路径245有效地贯穿及围绕介电结构122的内表面252“被扫描”并处在被接触组织内，从而造成电压最大化形式的电外科切除。图8提供术语“被扫描”所指示的示意图，其中通过穿过介电壁132电容性地耦合在介电结构122的内腔体135中产生高强度电场，直到在中性气体介质140中达到电压阈值以将气体转换成等离子体240(参见图8)，等离子体240又允许等离子体细235在腔体135内形成，其随机地在介电壁的内表面248周围跳动或扫描。在介电壁132的局部部分252中有瞬态的可逆转电压击穿存在之处发生介电腔体135内的等离子体细丝235的随机跳动(从电极185到介电壁132的内表面248)，其通过啮合组织中的到第二极性电极205(图3)的瞬态最高传导路径240来确定。电流通过等离子体240和组织中的路径245后，局部部分252立即消除电场，且发生通过另一等离子体细丝235’和组织中的电流路径245’的另一电容性耦合，从而造成另一随机、分立位置处的电外科切除。
图9A-9D是图8的电外科切除方法的放大示意图，其描绘切除方法的其它方面。在图9A中可观察到，系统和方法一般情况下清楚地显示第一及第二介电电流传输机制，其表征为：所选电压参数造成气体中的电子雪崩，以及薄壁外壳中的电容性耦合以便优化及最大化向示例性组织260传送的高压电流形式。如前所述，电压阈值或介电击穿机制发生在(i)包含在介电结构122的内腔体135内的气体电介质或中性气体容积140之内，以及(ii)在图9A-9D中示为平面的非气体电介质或结构122之内。
图9A示出启动及向组织传送能量之前的工作端组件及组织260。可看出气体介质140是中性的且未被离子化。示意性地示出位于内腔体135中的与中性气体140接触的第一极性电极185。也示意性地示出与组织接触的第二极性电极205，但是该说明表示本发明的另一方面，其中第二电极205具有的表面面积与如常规电外科系统中的返回电极/接地衬垫的表面面积相比可以是小的。已发现，本发明的电容性耦合能量传送机制不造成对第二极性电极205表面处或周围的组织加热，而在常规电外科设备中预期将出现组织加热。如以下将描述，认为组织260中的电压击穿发起及电容性耦合发起的电流路径中的恒定磁通量大大减少了返回电极205处或周围的热产生。
图9B示出紧接着操作员启动系统及向探针工作端传送功率后的瞬间的工作端组件及组织260。图9B表示电压发起的击穿切除方法的若干方面，包括(i)在瞬时时间方面，通过第一及第二极性电极185及205之间的电位，中性气体140被转换成等离子体240；以及同时(ii)电流界定组织260中的最小电阻路径245(iii)与电流路径245相邻的介电结构122的部分252允许电容性耦合到组织；(iv)等离子体细丝235穿过电极185和介电结构的部分252之间的高强度等离子体流262形成电弧。换言之，当达到所选电压电位时，气体140的电压击穿及透过电介质122的电容性耦合造成高压电流经过组织260中的路径245。稍后，由箭头265所指示的热扩散造成组织体270a中从瞬态电流路径245向外的热效应。路径245中及周围的热效应升高了组织阻抗，因此造成系统向另一随机位置推进传导路径。
图9C示出紧接着图9B后的工作端组件及组织260，此时，持续的电压电位与透过电介质122的电容性耦合一起造成等离子体细丝235’中的电压击穿，从而提供经过路径245′的另一高压电流，之后热扩散265′造成由270b所指示的热效应。可从图9A-9B理解切除方法的“扫描”方面，其中等离子体细丝235、235’以及电流路径非常快速地在内腔体135周围跳动或扫描，由此在组织260中的最小电阻路径245、245’中传送电流。
现转到图9D，示出能量传送间隔后的另一示意图，其中通过先前存在的等离子体和电介质122的多个电流路径已提供贯穿由270a-270f所指示的多个区域扩散的热效应。已发现可通过该方法非常快速地实现3mm至6mm的切除深度，例如，只需要30秒至90秒，这取决于所选电压。
在本发明的一个方面中，图10是表示图9A-9D的方法的步骤的电路图，其解释了对返回电极205可具有小表面面积且不遭受严重加热的发现。在图10中可观察到，电压电位可上升直到在中性气体140和介电结构122两者中发生介电击穿，其造成通过路径P1到电极205的高压电流，随后该路径被阻止，因此造成电流转移到电流路径P2，之后电流路径P3，以及无限到达由Pn所指示的电流路径。因此图10中的组织260显示为各电流路径中的可变电阻，因为电流路径处于基于电阻增大的路径的连续磁通量中。
图11A和11B是利用图3实施例的用于将电流电容性地耦合到组织的方法的放大示意图，其中通过内腔体135中的气体电介质140(即，由240所指示的等离子体)。参照图11A，例如通过耦合到RF电源200以及控制器155A和155B的脚踏开关208(图1)来启动系统，其发起来自源150的气体流以便提供通过第一(流入)沟槽170、内腔体135、以及第二(流出)沟槽180的循环流。为了方便，利用这种循环气体流的实施例将在本文中描述为使用一种优选气体，即氩气。在一个实施例中，气体流速可在1ml/秒到50ml/秒的范围中，更典型地从5ml/秒到30ml/秒。在图11A中，探针的工作端120被引入组织260，例如以便切除如图2A-2B所示的肿瘤。介电结构122置于期望位置以便切除与其相邻的组织。系统的启动向电极185施加RF能量并同时施加气体流，该气体流即刻将非导电氩气140转换成图11A中的240所指示的等离子体。氩气变为导电性(即，部分转换成等离子体)的阈值电压取决于由控制器控制的多个因子，包括氩气压力、内腔体135的容积、气体140的流速、电极185及介电结构122的内表面之间的距离、介电结构122的介电常数、以及由RF电源200施加的所选电压。要理解，系统的启动可使气体在RF发电机通电以确保循环气体流之前以0.1至0.5秒的间隔流动。
图11A示意性地描述了280所指示的电流，其通过介电结构122的壁132电容性地耦合到组织260，其中电场线指示在电极205周围不发生高能量密度。相反，如上所述，电流路径介电结构122周围的组织中形成的高电阻造成快速改变电流路径以及欧姆加热。在本发明的一个方面中，电容性耦合允许快速且均匀地切除与介电结构相邻的组织。图11B示意性地描绘了RF能量传送终止后的组织，其导致285所指示的经切除的组织。
现转到图12，在使用的方法中示出了替代工作端120’。在本实施例中，除了工作端120′包括从延伸构件214延伸到远尖头部292的中心支承构件290之外，介电结构122类似于图3的介电结构。在本实施例中，中心支承构件290可包括或携带用于向内腔体135中的气体140传送能量以便生成等离子体的由295所指示的导电电极表面。图12的实施例还包括同中心的气体流入及流出沟槽170及180，其中第一(流入)沟槽170包括支承构件290中的内腔，该内腔与内腔体135的远端部中的多个流出口250相通。气体流出口174也置于内腔体135的近端部中。在内腔体的相对端放置气体流入口和流出口允许有效的气体循环，其有助于维护预定的等离子体质量。在图12中，由200指示组织中的切除电流及欧姆加热。
在本发明的另一方面中，图12示出例如热电偶300A及300B的至少一个温度传感器设置在内腔体135内或与内腔体135相邻地设置，以便监测等离子体的温度。温度传感器被耦合到控制器155A及155B，由此允许如所传送RF功率、中性气体流入速率、以及有助流出的负压之类的操作参数的反馈控制。通过测量腔体135中介质的质量平均温度，可确定离子化气体240的离子化度。在本发明的一个方面中，操作期间腔体135内的所测量温度可向气体循环控制器提供反馈，由此调制中性气体流以便将离子化度维持在0.01％和5.0％之间。在本发明的另一方面中，操作期间腔体135内的所测量温度可向中性气体调制流提供反馈，以便维持小于200℃、180℃、160℃、140℃、120℃或100℃的温度。在聚合物介电结构的若干实施例中，维持冷的等离子体或技术等离子体以便防止对电介质的破坏是重要的。在本发明的另一方面中，系统操作参数可被调制以将质量平均温度维持在所选范围内，例如针对组织处理间隔期间的所选温度的上下5℃范围、10℃范围或20℃范围。在本发明的另一方面中，系统操作参数可被调制成维持离子化度，使其自组织处理间隔的所选“离子化度”目标值具有小于5％的可变性、小于10％的可变性、或小于20％的可变性。虽然图12示出热电偶在内腔体135内，另一实施例可将这种温度传感器置于介电结构壁132的外部以便监测壁的温度。还应理解，可将多个电极设置在内腔体中以测量气体介质的阻抗，从而提供反馈信号的附加形式。
在类似于图12的另一实施例中，与内腔体135相通的工作端或流沟槽可携带至少一个压力传感器(未示出)，且压力测量可提供用于调制至少一个操作参数的反馈信号，操作参数诸如有所传送的RF功率、中性气体流入速率、有助于流出的负压、等离子体的离子化度、或等离子体的温度。在本发明的另一方面中，系统操作参数可被调制成维持腔体135内的压力，使其自组织处理间隔的所选目标压力具有小于5％的可变性、小于10％的可变性、或小于20％的可变性。
大体上，图13表示对应于本发明一个方面的方法的步骤，其包括：将非导电气体包含在具有薄介电壁的外壳内部中，啮合介电壁的外表面使其与组织的目标区域接触，以及穿过气体及介电壁施加射频电压，其中电压足以在气体中发起等离子体，并将气体等离子体中的电流穿过介电壁电容性地耦合到所啮合的组织。该方法包括使用与薄介电壁内部中的气体接触的第一极性电极以及与患者组织接触的第二极性电极。
图14表示对应于本发明相关方法的方面，其包括：将介电结构放置在组织表面，将非导电、可离子化气体包含在介电结构内，以及穿过气体及组织施加RF电压以离子化气体，并透过介电结构向组织传送电流以欧姆加热该组织。
大体上，图15表示对应于本发明另一方面的方法的步骤，其包括：向电外科工作端或施加器提供串联电路中的第一气体电介质及第二非气体电介质，将非气体电介质与组织进行啮合，以及穿过电路施加充足的RF电压以造成气体电介质中的介电击穿，由此向组织施加切除能量。施加切除能量的步骤包括将RF电流透过第二非气体介电介质电容性地耦合到组织。
图16表示本发明另一方面的步骤，其包括：将包围内腔体的介电结构放置成与目标组织接触，在内腔体中提供具有至少0.01％的离子化度的气体介质，透过气体介质施加RF电流以使能量透过介电结构电容性耦合从而修整组织。在本发明的该方面中，要理解，可向入口提供离子化气体使其进入腔体135，例如，在流入腔体135前中性气体被转换成离子化气体介质。可通过RF电源、光子能源、或任何其它适当的电磁能源在气体源150和内腔体135之间的气体流入沟槽的任何部分中使气体离子化。
图17表示本发明另一方法的步骤，其包括：将包围气体介质的介电结构放置成与目标组织接触，并透过气体介质及介电结构施加RF电流以向组织施加能量，以及感测离子化气体介质的温度和/或阻抗以提供反馈信号，由此调制系统操作参数，诸如所传送的RF功率、中性气体流入速率、和/或辅助气体流出的负压。
现转到图18A-22，其示出适配成向如上所述的组织施加能量的电外科工作端的其它实施例，除了介电结构具有各自具有不同相对电容率的不同介电部分从而在与介电结构的不同部分接触的组织区域中造成不同效果(较大或较小电容性耦合)之外。在图18A-18B中显示的一个探针实施例400中，工作端载有类似于图1-3的针状工作端120的多个组织刺入用元件405。组织刺入用元件405可通过控制杆414的致动从内窥镜仪器412的轴410延伸。各组织刺入用元件405包括具有如上所述的介电结构422的工作端，以及由425所指示的一个或多个返回电极。如图19所示，组织刺入用元件405适配成在将作为切除线或平面的目标线430的任一侧刺入诸如肝之类的组织260。因此，组织刺入用元件405可使线430任一侧的组织凝结，并在此后可切割组织以及防止或减少流血。这种仪器412可用于肝切除、肺切除等。图20示出组织中的图19的多个组织刺入用元件405的截面，其中可观察到介电结构的壁432从薄壁部435变化到较厚壁部436，其中各部沿着介电结构的长度轴向地延伸。可容易理解，与较厚壁部436相比时，薄壁部435允许电流更强地耦合到相邻组织260。因此，切除或灼烧的组织区440的深度将根据其是与薄壁部435相邻还是与较厚壁部436相邻而不同。因此，该仪器可通过变化介电壁的体积电阻率来控制切除深度。例如，薄壁部435可具有如上所述的1x1014欧姆/cm范围中的体积电阻率，该薄壁部435然后可转变为具有1x1014欧姆/cm的1.5倍、2倍、或3倍范围中的体积电阻率的较厚壁部438。如图20所示，能量传送朝着线430向内聚集以便切除或灼烧组织区域440，组织区域440是切割的目标。自线430向外，存在较少的旁边损伤，这归因于欧姆加热的减少。
图21示出多个探针450A-450D，这些探针表示“定向”介电结构422的用于定向控制对组织的能量传送的类似使用，在该情况下提供如图18A-20的设备的工作端中那样的用于切除的聚集区域以便切除肿瘤452。在该实施例中，可看到探针把手包括指示标记455，其指示薄壁部435或厚壁部436的取向，从而选择性地引导RF能量传送。在另一实施例中，应理解，介电结构422的近端及远端可由例如辐射透不过的标记的任何适当的可成像标记来标记。在图20所示发明的另一方面中，任何探针可在介电结构422的近侧和远侧位置处载有用于测量组织温度的例如热电偶456a及456b的至少一个热电偶，从而提供终止能量传送的终点。热电偶向控制器155A及155B提供信号以终止切除过程。切除探针450A-450D可各自载有如图19工作端中所载有的返回电极，或者替代地，可具有图21中由458所指示的远程返回电极。
图22示出电外科工作端460的另一实施例，其中介电结构422’的壁432从薄壁部435’变化为近侧及远侧的较厚壁部436’，其中各部绕着介电结构径向延伸。可如图22所示般容易理解，中心薄壁部435’因此允许电流更强地耦合到相邻组织260，从而与介电结构端处的较厚壁部436′相比造成更深的切除组织440′(比较图11B中的切除组织)。在全部的其它方面中，工作端460与先前描述的实施例同样地操作。
在以上的图19-21的电外科切除工作端中，介电结构422和422’通过变化如硅树脂之类的电介质的厚度来提供微分或能量传输率。在图23中示出表示图22的电介质的具有厚度变化部435’及436′的一部分的示例性介电壁470。换言之，材料具有均匀介电常数或体积电阻率的厚度变化的壁可向电介质表面周围的组织提供变化的RF电流耦合。应当理解，本发明的一个目的为控制切除深度，其可通过具有均匀厚度的电介质但改变材料的电性质来同样良好地实现。图24示出具有第一及第二介电材料477及480的恒定厚度介电壁475，该介电壁通过材料480提供较高电容性耦合。材料层或材料部分的数量，及它们的介电性质可在从2到10或以上的范围中。此外，可利用不同材料厚度及介电性质的组合来控制透过电介质的电流的电容性耦合。
图25A-25D示出电外科系统500、工作端520、以及使用方法的另一实施例，除了图25A-25D的介电结构522由可从第一非扩展情形转成扩展情形的薄壁电介质制造之外，所使用的方法类似于图12的设备。在图25A中，所示工作端具有可以是塑料或是金属的向远侧伸长的鞘524。因此方法的第一步骤包括，在鞘保护介电结构522的情况下，将工作端填隙式地引入到组织中或引入到体腔中。然后，介电结构522由气体流入而膨胀，这造成周围组织被压缩并增大与组织接触的薄介电壁的表面面积。如图25A所示，可扩展的电介质522可由可膨胀或不可膨胀的材料制造，如可伸长硅树脂或编织的、增强的不可伸长硅树脂。硅树脂结构的壁厚范围可从0.004”到0.030″，且更典型地从0.008”到0.015”，其中内容积范围从小于5ml到大于100ml。介电结构可具有诸如圆柱形、轴向锥形的任何适当形状，或用内挡板或约束来变平。图26通过折叠薄介电壁的方法来描绘鞘524及未扩张的可扩展电介质522的截面。
图25B示出该方法的多个后续步骤，其中鞘524缩进，且医师启动气体源150及控制器以扩展可扩展的介电结构522。在软组织、或任何身体内腔、腔、空间或通道中，结构522或球囊可扩展为任何预定的尺寸或压力。介电结构上的辐射透不过的标记(未示出)可通过荧光镜检查法来观察，从而确定其扩展后的尺寸及位置。达到并维持预定压力后，气体循环控制器155A可使气体流循环。
图25C描绘该方法中的后续步骤，其中医师启动RF电源200及控制器155B以在中心支承电极295及返回电极之间形成高压电位，如同先前的描述，这可在气体电介质140中造成电压击穿(图25B)以生成等离子体240，并同时如电流530所指示地将电流电容性地耦合到组织260。图25D描绘了RF能源传送的终止，使得电压击穿及所得等离子体消逝—留下类似于图11B所示的均匀的切除组织540。
在一个实施例中，介电结构522由可从加利福尼亚州93013卡平特里亚市辛迪街1050的NuSil技术公司商业提供的NuSil MED-6640硅树脂材料制成。介电结构522通过浸渍制造以便提供6cm的长度及0.008”的均匀壁厚，由此提供3到4范围中的相对电容率。结构端接合到具有大致为4mm的直径的杆，其具有4.0立方厘米的内容积的扩展结构。所使用的气体为氩气，以增压筒来供应，其可由NJ 07080，南平原镇，邮政信箱466的Lelan有限公司提供。氩气以10ml/秒和30ml/秒之间的范围中的流速来循环。介电结构中的压力维持在14磅/平方英寸与15磅/平方英寸之间，其中在气体流入源150和负压(流出)源160之间的压力差是零或负的。RF电源200具有480KHz的频率，且在600V均方根(rms)至约1200V均方根(rms)以及约0.2安培至0.4安培以及40W至80W的有效功率范围内提供电功率。
图27和28示出电外科系统600的另一实施例，其包括具有工作端610的导管，工作端610用于通过对肺静脉PV进行切除来治疗心房颤动。已知针对该治疗使用常规RF导管的各种方法。导管610配置有引导线沟槽612，并可被操纵至图27-28所示的位置。导管工作端620包括类似于图25A-25D的可扩展介电结构622，可扩展介电结构可被扩展成在球壁及组织之间施加压力，此后造成肺静脉PV中的圆周损伤。图28是再一次示出气体源150和气体循环控制器155A的示意图，其可扩展薄壁介电结构622中的腔体635以便啮合肺静脉PV的壁。在图28的实施例中，可观察到介电壁622包括第一(较小)能量传输区636及第二(较大)能量传输区638，因此允许聚焦的圆周切除—其对应于图24所示的介电壁的构造。之后，可启动RF电源200及控制器155B以便将中性气体流转换成等离子体240，并同时切除由640所指示的组织。在本实施例中，第一极性电极645设置在腔体635中的导管杆上，该第一极性电极645可与导管杆上的远离球囊622的第二极性电极协力工作，或者可使用任何其它类型的接地衬垫(未示出)。在全部的其它方面中，用于切除心脏组织的本发明方法遵循上面所描述的步骤。球囊可具有辐射透不过的标记，且系统可由算法来操作以将介电结构622或球囊扩展到预定压力，然后自动地传送RF能量及终止传送。应当理解，可在球囊表面中设置附加电极(未示出)，以用于映射心脏组织中的传导。
虽然图27-28示出用于处理心脏组织的可扩展电介质622，应当理解本发明的范围包括使用类似装置及方法以可控地向诸如胃、胆囊、食道、肠、关节囊、气道、窦、血管、动脉管畸形、心脏、肺、子宫、阴道腔、膀胱、或尿道的任何身体内腔、管道、体腔、或空间施加切除RF能量。
图29-31示意性地示出电外科系统700以及具有工作端710的导管的另一实施例，工作端710在心脏腔体内产生线性损伤来处理心房颤动，从而阻断异常传导通路。导管710可具有引导线沟槽(未示出)，且可被引导以在如图29所示的心脏腔体中执行伸长形切除。在本实施例中，导管工作端720具有柔性杆部721，其包括在用于啮合组织的表面中的轴向延伸的薄壁电介质722中，从而提供如图31所描绘的线性损伤。导管杆721可通过牵引线728来偏转，牵引线728可由导管把手来致动。图30是示出气体源150及气体循环控制器155A的另一示例图，它们可提供在薄壁电介质722内部的内腔体735内的气体循环。RF电源200耦合到内腔体735中的引线738及伸长形第一极性电极740。可启动RF电源200及控制器155B以便将中性气体流转换成等离子体，并同时切除由电介质722所啮合的组织，如上文所描述。第二极性电极可设置在远离电介质722的导管杆上，或者可使用任何类型的接地衬垫(未示出)。在全部的其它方面中，用于切除心脏组织的本发明方法遵循上面所描述的步骤。工作端可具有辐射透不过的标记，且系统可按照算法来操作。应当理解，可在导管工作端中设置附加电极(未示出)，以用于映射切除前和切除后的心脏中的传导。
图32示出类似于图29-31的另一导管工作端720’，该导管工作端720’可由牵引线738来偏转，从而在肺静脉中提供全部或部分的圆周损伤(参见图28-29)。在本实施例中，薄壁电介质722′在关节连接的工作端外表面周围延伸。
图33和34示出电外科系统800的另一实施例，其包括具有用于处理食道811或者用于其它疾病的工作端810的导管，例如，为了切除巴雷特(Barrett)的食道，向下食道括约肌施加能量。在具有可扩展介电结构的实施例中，系统如先前在图25A-28中所描述地操作。在图33-34的介电结构822中，结构扩展由诸如内部弹簧状构件的骨骼支承构件来提供，其具有可选的牵引线缆致动机制。如图34所示，提供螺旋状支承构件825，其能够在腔体835中收缩截面(轴向延伸)或扩展截面，这由导管杆830中的牵引中心线缆828来辅助。在本实施例中，电介质也可包括如上所述的薄壁硅。在本实施例中，已发现支承构件825可以是导电材料，且耦合到RF电源，从而作为第一极性电极840。第二极性电极(未示出)可位于导管的任何其它位置上并与组织接触，或者可使用接地衬垫。
图35示出类似于图34的具有介电结构822的电外科系统800’的另一实施例，介电结构822在扩展条件下由牵引线缆828所辅助的多个退出的骨骼支承构件825’来支承。在本实施例中，腔体835内的牵引线缆部分作为第一极性电极840′。在上述的任一实施例的操作中，已发现当电极表面离介电内壁小于15mm、小于10mm或小于5mm时，第一极性电极可提供足够的电压以便在不可扩展或可扩展电介质的内腔体中生成基本均匀的等离子体(参见图2、8、11A、28、30、34、35)。从介电壁到电极840’的最大尺寸在图35中由D来指示。已发现在操作中，当电极如图34所示地接触电介质822的表面时，第一极性电极可提供电压以在不可扩展或可扩展介电壁的内腔体中生成基本均匀的等离子体，但是电极表面应当啮合小于约10％的介电壁内表面。如果第一极性电极啮合大于约10％的介电壁的内表面，则如图8中示意性描述地透过组织的能量传送的“磁通量”将减少，在与壁接触的(多个)电极区域周围可能发生较强的电容性耦合，这可能降低组织切除的均匀性。
图36示出电外科系统900的另一实施例，其中工作端910包括第一及第二相对齿板912A及912B，它们适配成为了凝结、密封、或缝接组织914而夹住组织。在一个实施例中，两个齿板都具有包括介电结构922A、922B的组织啮合表面，它的功能类似于上述的所有其他这种介电结构。图36是再次示出气体源150和气体循环控制器155A的示意图，它们可向齿板中的腔体935A、935B传送气体。RF电源200和控制器155B可被启动，以将腔体935A、935B中的中性气体流转换成等离子体240，并同时向啮合的组织914施加能量。在本实施例中，诸齿板分别载有第一及第二极性电极945A及945B，由此使齿板通过所包含的离子化气体及电容性耦合起到作用，这不同于先前的实施例。应当理解，一个齿板可包括单个电极表面，如相对于图36的等离子体发起的电容性耦合系统。图36的介电结构为图4B及5A中所描述的类型，其中薄壁介电材料由支承柱、立柱、沟槽等来支承。
图37和38示出电外科系统1000的另一实施例，该电外科系统1000也包括向工作端1010延伸的导管或探针杆1002，工作端1010载有可扩展的介电结构1022。在本实施例中，介电结构1022包括多个内腔体，例如第一及第二腔体1024A及1024B。可由如上所述的诸如内部弹簧状构件的骨骼支承构件或者通过根据气体流入的流体压力的膨胀或其组合来提供介电结构1022的扩展。各腔体配置成承载柔性内电极，其中相邻腔体具有相对极性的内电极，诸如在图37和38中以(+)及(-)极性来指示的电极1040A及1040B，从而允许另一个形成双极切除。在本实施例中，电极和支承构件可包括相同构件。如图37所示，介电结构1022的外壁具有用于将能量电容性地耦合到组织的薄壁部1032A及1032B，以及使第一及第二腔体1024A及1024B绝缘并分开的较厚壁部1042。柔性电极1040A及1040B操作地耦合到RF电源200。气体流入源150及负压源160独立地耦合到与各内腔体1024A及1024B相通的流入及流出沟槽。在图38的横截面视图中，可观察到各内腔体1024A及1024B中的流入及流出沟槽的敞开的端口1046及1048。因此，各腔体设置有循环气体流(在图37中由箭头表示)，对于单腔工作端而言，这类似于先前实施例所描述的。
图38是在目标组织1050中展开的介电结构1022的示意性截面图。可理解，可启动系统以在腔体1024A及1024B中循环气体，如前面所描述地，这些气体然后在各腔体中被转换成等离子体240。在本实施例及使用的方法中，在图38中的由280所指示的电流路径中透过薄介电壁1032A及1032B发生电容性耦合。虽然先前的实施例说明了将电流电容性地耦合到非气体电极的包含等离子体的单个腔体，图37和38的实施例却描绘了使用至少两个包含等离子体的电极以及它们之间的电容性耦合。应当理解，可在薄壁介电结构中利用载有相对极性电极的多个相邻腔体，例如2至10个或更多，其中腔体具有相对于彼此的任何适当的尺寸或取向。
虽然上文中具体地描述了本发明的特定实施例，但会理解本说明书仅仅出于说明性目的，且本发明的以上描述不是穷尽性的。本发明的专有特征在一些附图中示出，而在其它附图中未示出这些特征，这仅仅是出于方便性目的，且任何特征可根据本发明与其它特征组合。许多变体及选项对于本领域普通技术人员而言是显而易见的。这种选项及变体旨在包含于权利要求的范围内。在从属权利要求中出现的特定特征可被组合并落入本发明的范围中。即使从属权利要求可选地相对于其它独立权利要求按照多项从属权利要求格式来撰写，本发明也覆盖这些实施例。

Claims (32)

1.一种用于将射频电流传送到组织的装置，所述装置包括：
具有支承端、工作端、内腔体以及薄介电壁的主体，所述薄介电壁包围至少一部分的所述内腔体并具有置于所述工作端处的外表面；
气体入口，其连接成向所述内腔体传送非导电气体；
第一电极结构，其具有暴露于所述内腔体和/或所述气体入口的表面；
第二电极结构，其具有适配成接触组织的表面；
射频电源，其连接成穿过所述第一及第二电极结构施加射频电压，其中，所述电压足以在所述腔体内的所述非导电气体中发起等离子体，并足以将等离子体中的电流穿过所述介电壁电容性地耦合进组织。
2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述介电壁包括选自以下组的刚性材料，所述组由陶瓷、玻璃以及聚合物构成。
3.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述刚性材料形成具有圆柱形外表面的管。
4.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述介电壁的厚度在0.002英寸到0.1英寸的范围中。
5.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述介电壁包括可顺应材料，所述可顺应材料包含硅树脂。
6.如权利要求5所述的装置，其特征在于，所述介电壁的厚度在0.03英寸到0.004英寸的范围中。
7.如权利要求5所述的装置，其特征在于，所述可顺应材料形成可膨胀结构。
8.如权利要求5所述的装置，其特征在于，还包括支承所述可顺应材料的框架。
9.如权利要求8所述的装置，其特征在于，所述框架可扩展并可收缩以便打开和关闭所述介电壁。
10.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括连接至所述主体的支承端的杆。
11.如权利要求10所述的装置，其特征在于，所述杆具有延伸所述气体入口以便向所述主体的腔体传送所述非导电气体的内腔。
12.如权利要求11所述的装置，其特征在于，所述杆包括用于从所述主体的腔体移除所述非导电气体的至少一个第二内腔，由此可维持通过所述腔体的非导电气体的连续流。
13.如权利要求12所述的装置，其特征在于，所述第一电极至少部分地处于所述第一内腔中。
14.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述第二电极至少部分地置于所述杆的外表面上。
15.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述内腔体的容积在0.01ml到100ml的范围中。
16.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述射频电源配置成传送在500V(均方根)到2500V(均方根)范围中的电压。
17.一种电外科切除探针，包括：
具有近端及远端的杆；
置于所述杆的远端附近的能量施加器，其中，所述施加器包括具有内表面及外表面的介电壁；
所述杆内的气体流通道，用于向所述施加器的介电壁的所述内表面传送气体；
暴露于所述气体流通道内的气体的第一电极结构；以及
所述杆的外表面上的第二电极结构；
其中，当所述介电壁的外表面啮合同样与所述第二电极结构相接触的组织时，穿过所述第一及第二电极的射频电压的施加将在所述流通道中的非导电气体中发起等离子体。
18.如权利要求17所述的探针，其特征在于，所述介电壁包括选自以下组的刚性材料，所述组由陶瓷、玻璃以及聚合物构成。
19.如权利要求18所述的探针，其特征在于，所述刚性材料形成具有圆柱形外表面的管。
20.如权利要求18所述的探针，其特征在于，所述介电壁的厚度在0.002英寸到0.1英寸的范围中。
21.如权利要求17所述的探针，其特征在于，所述介电壁包括可顺应材料，所述可顺应材料包含硅树脂。
22.如权利要求21所述的探针，其特征在于，所述介电壁的厚度在0.03英寸到0.004英寸的范围中。
23.如权利要求21所述的探针，其特征在于，所述可顺应材料形成可膨胀结构。
24.如权利要求21所述的探针，其特征在于，所述施加器包括支承所述可顺应材料的框架。
25.如权利要求24所述的探针，其特征在于，所述框架可扩展并可收缩以便打开和关闭所述介电壁。
26.如权利要求17所述的探针，其特征在于，所述杆连接至所述能量施加器的近端。
27.如权利要求26所述的探针，其特征在于，所述气体流通道包括内腔，其延伸所述杆的长度以便向所述主体的腔体传送所述非导电气体。
28.如权利要求27所述的探针，其特征在于，所述杆包括用于从所述主体的腔体移除所述非导电气体的至少一个第二内腔，由此可维持通过所述腔体的非导电气体的连续流。
29.如权利要求28所述的探针，其特征在于，所述第一电极至少部分地处于所述第一内腔中。
30.如权利要求29所述的装置，其特征在于，所述第一电极至少部分地置于所述施加器内。
31.如权利要求17所述的探针，其特征在于，所述施加器具有形成一部分的所述气体流通道的内腔体，其容积在0.01ml到100ml的范围中。
32.如权利要求17所述的探针，其特征在于，所述电极配置成由500V(均方根)到2500V(均方根)范围中的电压来驱动。
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