电外科仪器的制作方法

电外科仪器
1.相关申请
2.本技术是申请号为201680061159.1，标题为《电外科仪器》的中国申请的分案申请，该申请的申请日为2016年10月18日，其要求了在英国专利局的申请日2015年10月19日为优先权日。
发明领域
3.本发明涉及一种用于向生物组织施加射频能量和/或微波频率能量的电外科仪器。具体地，本发明涉及这种电外科仪器，其中仪器的仪器尖端可相对于仪器的同轴馈电缆线旋转。在实践中，本发明可经传送穿过外科窥视装置诸如内窥镜、胃镜、神经镜、腹腔镜等的仪器通道。仪器尖端在内窥镜远端处的旋转可在内窥镜近端处控制。
4.发明背景
5.电外科仪器是用于将射频和/或微波频率能量递送到生物组织以用于诸如切割生物组织或凝结血液目的的仪器。射频和/或微波频率能量是使用传输线路诸如同轴电缆、波导、微带线等而被供应到电外科仪器。
6.已知的是，使用同轴电缆来沿着外科窥视装置的仪器通道将微波能量递送到位于该通道远端处的电外科仪器。此类同轴馈电缆线通常包括实心或柔性圆柱形内导体、围绕内导体的管状介电材料层以及围绕介电材料的管状外导体。电介质和/或外导体可以是多层结构。
7.一般在同轴馈电缆线的内导体和外导体与仪器尖端(本文中也称为末端执行器)的对应导体元件之间，通过将诸如一段电线或箔之类的导体焊接到内导体/外导体和对应导体元件而形成电连接。因此，射频能量和/或微波频率能量可从同轴馈电缆线传递到仪器尖端用于递送到生物组织中。
8.已经将电外科仪器与内窥镜结合使用，例如用于切割或消融胃肠(gi)道中的一小部分组织。在这个背景下，将电外科仪器传送穿过内窥镜的仪器通道，从而使得仪器尖端从内窥镜的远端突伸出来，在此处使仪器尖端与gi道相接触。
9.发明概述
10.本发明人已经认识到在一些电外科手术中，旋转电外科仪器的仪器尖端，例如已经传送穿过外科窥视装置的仪器通道的电外科仪器的仪器尖端是有利的。通常，这种电外科仪器具有沿着仪器通道的长度放置并且远端在仪器尖端处终止的柔性轴。柔性轴可以是套筒，所述套筒限定用于携带装置的部件的管腔，所述部件诸如用于输送rf和/或微波能量的同轴电缆、用于在仪器尖端处递送或冷却的流体、用于致动仪器尖端的可移动部分的控制线路等。
11.在一些情况下，仪器尖端的旋转可通过使整个电外科仪器绕着其中心轴线旋转来实现。然而，当旋转整个电外科仪器时，尤其是当柔性轴或其他部件固定在装置的近端处时，可能难以控制仪器尖端的取向。例如，同轴电缆的旋转可因其与电外科发生器的连接而受到约束。
12.在实践中，仪器通道的内表面与轴之间的摩擦抵抗轴的旋转，这会使轴沿着其轴线扭转。因此，由于扭矩的形成而可能无法实现1:1旋转。轴所经历的阻力可随着装置的长度增加而增加，尤其是当公差较紧密时。例如，具有2.8mm直径仪器通道的1.8米长的结肠镜携带具有2.6mm外径的轴。如果轴输送给予其不规则截面形状的多个部件，则这个效果可更明显。
13.本发明人已经认识到，需要仪器的仪器尖端(或末端执行器)的旋转取向可独立于柔性轴的旋转取向进行控制的一种电外科仪器。
14.本发明人已经认识到这可通过提供在同轴馈电缆线与仪器的仪器尖端(或末端执行器)之间具有可旋转连接的电外科仪器来实现，其中可旋转连接允许仪器尖端相对于同轴馈电缆线旋转而同时维持为实现微波和rf能量递送所必需的电连接，并且可通过提供用于使仪器尖端相对于同轴馈电缆线旋转的装置来实现。同轴馈电缆线可容纳在柔性套筒中，例如固定在其中。用于旋转的装置可作用于使仪器尖端相对于柔性套筒旋转，例如绕着柔性套筒的轴线旋转。
15.根据本发明的第一方面，提供一种用于将射频能量和/或微波频率能量施加到生物组织的电外科仪器，所述仪器包括：远侧部分，所述远侧部分包括用于将射频能量和/或微波频率能量施加到生物组织的仪器尖端，其中所述仪器尖端包括第一导电元件和第二导电元件；同轴馈电缆线，所述同轴馈电缆线包括内导体、与所述内导体同轴的管状外导体以及将所述内导体与所述外导体隔开的介电材料，所述同轴馈电缆线用于向所述远侧部分输送射频能量和/或微波频率能量；其中：通过所述远侧部分与所述同轴馈电缆线之间的允许所述远侧部分相对于所述同轴馈电缆线旋转的可旋转连接，所述内导体电连接到所述第一导电元件并且所述外导体电连接到所述第二导电元件；并且所述仪器包括致动器，所述致动器用于使所述远侧部分相对于所述同轴馈电缆线在第一旋转方向上旋转。
16.在根据本发明第一方面所述的电外科仪器的情况下，仪器尖端的旋转取向可通过使用所述致动器使远侧部分(包括仪器尖端)相对于同轴馈电缆线旋转来控制。因此，可精确且容易地控制仪器尖端的旋转取向，这对许多类型的电外科手术是有利的。
17.仪器尖端可具有用于递送rf和/或微波能量的任何合适的构造。在一个实施方案中，仪器尖端可具有固定几何形状，诸如平坦刮刀或刀片，第一导电元件和第二导电元件布置在所述刮刀或刀片上以便将rf和/或微波能量递送到生物组织中。在另一个实施方案中，仪器尖端可包括具有可调整几何形状的末端执行器。例如，末端执行器可以是钳子(即，可打开和闭合的一对相对爪)、剪子、可伸缩勒除器等中的任一个。
18.可旋转连接可意指同轴馈电缆线与远侧部分之间的任何连接，所述连接允许远侧部分相对于同轴馈电缆线旋转而同时维持内导体与第一导电元件之间和外导体与第二导电元件之间的电连接。
19.远侧部分的旋转意指远侧部分绕着远侧部分的中心轴线的旋转。
20.远侧部分相对于同轴馈电缆线的旋转意指远侧部分可旋转而同时同轴馈电缆线不旋转或扭转，即同时同轴馈电缆线保持静止。
21.旋转方向可意指在顺时针或反时针(逆时针)方向上的旋转。
22.两个部分之间的电连接意指电信号可从其中一个部分传递到另一个部分。其可意指两个部分直接连接。可替代地，其可意指两个部分间接连接，由此电信号通过第三部分在
这两个部分之间传递。
23.内导体可以是实心的。术语实心可意指内导体是均匀的单件，例如单根电线。可替代地，术语实心可意指内导体由例如作为编织物布置或包裹在一起以形成内导体的多根电线或光纤形成。
24.可替代地，内导体可具有中心空隙或通道，例如用于输送装置的其他部件(例如控制线路)或用于输送流体。
25.在本技术中，术语远侧用于意指更接近于电外科仪器的仪器尖端，而非射频能量和/或微波频率能量被输入电外科仪器中的电外科仪器的相对端。类似地，术语近侧用于意指更接近于将射频能量和/或微波频率能量输入到电外科仪器中的电外科仪器的一端，而非电外科仪器的仪器尖端。因此，仪器尖端处于电外科仪器的远端，并且射频能量和/或微波频率能量是在电外科仪器的相对近端处(例如)由电外科发生器输入电外科仪器中。
26.电外科仪器可以是在外科手术期间使用并利用射频或微波频率能量的任何仪器或工具。在本文中，射频(rf)可意指10khz到300mhz范围内的稳定的固定频率，并且微波能量可意指具有300mhz到100ghz范围内的稳定的固定频率的电磁能。所述rf能量的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灭活(tissue blanching)或不必要热余量或对组织结构的损害。rf能量的优选的标定频率包括以下中的一个或多个：100khz、250khz、400khz、500khz、1mhz、5mhz。微波能量的优选的标定频率包括以下中的一个或多个：915mhz、2.45ghz、5.8ghz、14.5ghz、24ghz。
27.电外科仪器可用于例如切割、消融或凝结组织或血液。
28.根据本发明的第一方面的电外科仪器可具有以下任选特征中的任一个，或者在它们可兼容的程度上，具有以下任选特征的任意组合。
29.电外科仪器可被配置用于传送穿过内窥镜的仪器通道。例如，同轴馈电缆线的宽度可小于内窥镜的仪器通道的内径。仪器尖端的宽度也可小于仪器通道的内径，从而使得当内窥镜在人的胃肠(gi)道中就位时，电外科仪器可从仪器通道的近端传送穿过到其远端。同轴馈电缆线因此可具有小于3.8mm，优选地小于2.8mm的直径。
30.在电外科仪器被配置用于传送穿过内窥镜的仪器通道的情况下，致动器优选地实现从仪器通道的近端近侧的位置控制仪器尖端的旋转，从而使得内窥镜的操作员可控制在内窥镜远端处的仪器尖端的旋转。致动器因此可包括位于同轴馈电缆线的近端处的控制部分。
31.同轴馈电缆线优选地是柔性同轴馈电缆线，从而使得同轴馈电缆线可在人的gi道内，例如在内窥镜的仪器通道中传送。如以上所论述的，同轴馈电缆线可设置在柔性套筒内。柔性套筒可形成用于同轴馈电缆线的保护外表面。外导体、介电材料和内导体可形成在柔性套筒上(例如作为柔性套筒内侧的层)。在这种情况下，内导体优选地是中空的以便形成用于仪器的其他部件的管腔。内保护层可形成在中空内导体的内表面上。可替代地，柔性套筒自身可限定管腔，单独的同轴电缆(例如电缆)携带在所述管腔内。仪器的其他部件，例如控制线路等可与所述单独同轴电缆并行延伸。柔性套筒可限定用于携带相应部件的多个管腔。
32.远侧部分可包括抵抗旋转的偏置部件。因此，当远侧部分相对于同轴馈电缆线在第一旋转方向上旋转时，偏置部件作用于在相反的第二旋转方向上旋转地偏置远侧部分。
因此，释放时，远侧部分可通过旋转偏置返回到初始旋转取向。这可促进仪器的操作，并且还可增加可控制仪器尖端的旋转取向的准确性。
33.当远侧部分相对于同轴馈电缆线在第一旋转方向上远离预定旋转位置旋转时，远侧部分可朝向所述预定旋转位置旋转地偏置。
34.预定旋转位置可意指预定的旋转取向，例如初始旋转位置或取向。
35.远侧部分的旋转偏置意指远侧部分被偏置以绕着远侧部分的中心轴线在顺时针或反时针(逆时针)方向上旋转。换句话说，作用于使远侧部分旋转的扭矩被施加到远侧部分上。
36.偏置部件(本文中也被称为偏置元件)可以是仪器的提供旋转偏置的零件或部分。偏置元件可被置于压缩下、或张力下、或扭力下，或者因远侧部分在第一旋转方向上的旋转而应变，并且因此可提供作用于使远侧部分返回到其初始位置的恢复力。偏置元件可由回弹或弹性材料制成。
37.当远侧部分在第一旋转方向上远离预定旋转位置旋转时，偏置元件可将远侧部分朝向所述预定旋转位置旋转地偏置。
38.偏置元件可以是弹簧或回弹套筒。因此，弹簧或回弹套筒可被置于压缩下、或张力下或扭力下，或另外因远侧部分在第一旋转方向上的旋转而应变。
39.回弹套筒可以是由回弹或弹性材料(诸如硅酮)制成的套筒、护套或管。回弹套筒可围绕远侧部分定位，从而使得当远侧部分旋转远离预定旋转位置时，回弹套筒处于扭力之下。
40.弹簧可以是压缩弹簧或张力弹簧或扭力弹簧。螺旋扭力弹簧可尤其适用于在远侧部分旋转时存储能量并用于提供偏置力以使远侧部分返回到其初始旋转取向。螺旋扭力弹簧可围绕远侧部分定位，从而使得当使远侧部分在第一方向上远离初始位置旋转时，螺旋扭力弹簧处在扭力之下。
41.因此，偏置元件可被视为返回弹簧，所述返回弹簧在使远侧部分在第一旋转方向上旋转远离初始旋转取向时作用于使远侧部分返回到所述初始旋转取向。
42.仪器还可包括止挡元件，所述止挡元件被构造来在远侧部分接触止挡元件时防止远侧部分在相反的第二旋转方向上旋转。因此，止挡元件可防止旋转偏置引起远侧部分在第二旋转方向上旋转过特定旋转位置，例如远侧部分的初始开始旋转取向。
43.远侧部分所朝向其偏置的预定旋转位置可与远侧部分的初始开始旋转位置相同。因此，止挡元件可被构造来在远侧部分处于预定旋转位置时接触远侧部分。
44.可替代地，在一些实施方案中，当远侧部分在初始开始旋转位置中时，远侧部分经历偏置力可以是有利的，从而使得需要力以使远侧部分旋转远离这个位置。在这种情况下，止挡元件可被构造来在初始开始旋转位置处接触远侧部分，并且这个初始开始旋转位置可以是与远侧部分所朝向其偏置的预定旋转位置不同的旋转位置。
45.仪器还可包括管状外壳，同轴馈电缆线接收在所述管状外壳中；并且远侧部分能够可旋转地安装在管状外壳的远端。因此，旋转部分相对于同轴馈电缆线和管状外壳两者旋转。可旋转地安装可意指远侧部分的一部分接收在管状外壳的远端中并且远侧部分能够相对于管状外壳旋转。管状外壳可以是上述柔性套筒的一部分或安装在其上。密封件可与管状外壳的远端相邻形成以防止流体进入管状外壳中。
46.仪器可包括轴向止挡物，所述轴向止挡物被构造来防止远侧部分轴向地移动出管状外壳的末端。例如，远侧部分能够可旋转地接收在被固定在管状外壳的远端中的环内，并且突出可设置在远侧部分上，当远侧部分朝向管状外壳的远端轴向地移动时，所述突出接触所述环的边缘，从而使得防止远侧部分从管状外壳中移出。
47.偏置元件可连接到远侧部分和管状外壳。因此，当远侧部分在管状外壳内相对于同轴馈电缆线旋转时，偏置元件可变形(例如被置于压缩、张力或扭力之下)。例如，偏置元件可在其第一末端处连接到远侧部分并在其第二末端处连接到管状外壳。
48.止挡元件可连接到管状外壳。因此，当远侧部分接触止挡元件时，防止远侧部分相对于管状外壳在第二方向上旋转。
49.远侧部分可包括第二同轴馈电缆线，所述第二同轴馈电缆线包括第二内导体(可以是实心或中空的)；第二管状外导体，所述第二管状外导体与第二内导体同轴；以及第二介电材料，所述第二介电材料将第二内导体与第二外导体隔开，第二同轴馈电缆线用于将射频能量和/或微波频率能量输送到仪器尖端。
50.第二内导体可电连接到仪器尖端的第一导电元件，并且第二外导体可电连接到仪器尖端的第二导电元件。这种电连接可通过导体(诸如导电线或导电箔)和导电粘合剂(诸如焊料)实现。因此，射频能量和/或微波频率能量可从第二同轴馈电缆线递送到仪器尖端用于递送到组织。
51.第二同轴馈电缆线可通过可旋转连接而连接到同轴馈电缆线。因此，通过使第二同轴馈电缆线相对于同轴馈电缆线旋转，仪器尖端可相对于同轴馈电缆线旋转。通过可旋转连接，第二内导体可电连接到内导体并且第二外导体可电连接到外导体。因此，射频能量和/或微波频率能量可通过第二同轴馈电缆线从同轴馈电缆线递送到仪器尖端。
52.第二内导体的近端可从第二同轴馈电缆线的近端突出；内导体的远端可从同轴馈电缆线的远端突出；并且可旋转连接可包括：第一导电部分，所述第一导电部分接触第二内导体的突出近端和内导体的突出远端并在其间形成可旋转电连接；以及第二导电部分，所述第二导电部分接触第二外导体的近端和外导体的远端并在其间形成可旋转电连接。
53.因此，第二同轴馈电缆线能够相对于第一同轴馈电缆线旋转且同时在旋转期间维持电连接。
54.第二内导体和第二外导体可能够相对于导电部分旋转，并且/或者内导体和外导体可能够相对于导电部分旋转。
55.可防止第二内导体和第二外导体相对于导电部分轴向地移动，并且/或者可防止内导体和外导体相对于导电部分轴向地移动，以便维持可旋转的电连接。
56.第一导电部分和/或第二导电部分可以是导电套筒。换句话说，第一导电部分和/或第二导电部分可以是例如由金属制成的导电护套或管。导电套筒可包围内导体/外导体的末端并接触内导体/外导体的末端以形成电连接。
57.导电套筒可以是过盈配合套筒。这可防止内导体/外导体相对于套筒的轴向移动。
58.第二内导体的突出近端的直径可不同于第二内导体的主部分；并且内导体的突出远端的直径可不同于内导体的主部分。突出部分的直径可被选择以减少同轴电缆或第二同轴电缆与旋转接头之间的阻抗失配。根据周围的电介质，突出部分可比它们的相应主部分更宽或更窄。例如，同轴电缆和/或第二同轴电缆可具有50ω的特性阻抗，并且内导体的突
出远端和/或第二内导体的突出近端的厚度可增加或减少，从而使得旋转接头的阻抗也大体上是50ω。
59.第二内导体的突出近端的直径可与内导体的突出远端的直径相同；并且第二外导体的直径可与外导体的直径相同。这可减少同轴馈电缆线与第二同轴馈电缆线之间的阻抗失配。
60.同轴馈电缆线和第二同轴馈电缆线可以是相同类型的同轴电缆并且可具有相同阻抗，例如50ω。
61.在一些实施方案中，第一导电部分可固定到第二内导体的突出近端和内导体的突出远端；并且第一导电部分可通过第二同轴馈电缆线相对于同轴馈电缆线的旋转而回弹地变形。因此，当远侧部分相对于同轴馈电缆线旋转时，第一导电部分的变形，即第一导电部分的扭曲可导致旋转偏置由第一导电部分施加到远侧部分上，作用于使远侧部分返回到第一导电部分未变形的初始旋转构造。
62.在替代构造中，可旋转连接可包括柔性传输线路。柔性意指传输线路可变形，例如扭转。
63.柔性传输线路可包括柔性带。
64.柔性传输线路可以是柔性微带传输线路或柔性带状线传输线路。
65.当远侧部分在初始旋转取向中时，传输线路可以是大体上平面的传输线路。
66.传输线路可以是印刷传输线路。
67.柔性传输线路可以是弹性回弹的。因此，当柔性传输线路因远侧部分的旋转而变形时，柔性传输线路将提供作用于使远侧部分返回到传输线路未变形的初始旋转取向的偏置力。柔性传输线路因此可作用为返回弹簧，所述返回弹簧用于在使远侧部分旋转远离初始旋转取向时使远侧部分返回到初始旋转取向。可替代地，可提供如以上所论述的单独弹簧以便提供旋转偏置。
68.柔性传输线路可具有将内导体电连接到第一导电元件的第一导电路径和将外导体电连接到第二导电元件的第二导电路径。
69.导电路径可使用导电粘合剂诸如焊料(可能通过另一种导体，诸如电线或箔)电连接到内导体/外导体和/或第一/第二导电元件。
70.柔性传输线路可包括柔性微波基板。
71.柔性传输线路可包括柔性微波基板，所述柔性微波基板在其第一表面上具有第一导电路径并且在其相对第二表面上具有第二导电路径；第一导电路径可将内导体电连接到第一导电元件；并且第二导电路径可将外导体电连接到第二导电元件。因此，在远侧部分相对于同轴馈电缆线旋转期间跨柔性传输线路适当地维持电连接。
72.内导体的远端可从同轴馈电缆线的远端突出；并且第一导电路径可连接到同轴馈电缆线的突出远端。连接可使用导电粘合剂，诸如焊料实现。
73.柔性微波基板可包括层合结构，所述层合结构包括层合在一起的两层；并且所述两层可在柔性微波基板的远端处分层以便形成具有第一导电路径的第一层和具有第二导电路径的第二层。这可以是实现与第一导电元件和第二导电元件的电连接的合适方式。
74.柔性微波基板可具有层合结构，所述层合结构包括层合在一起的两个柔性微波基板层；并且所述两个柔性微波基板层可在柔性微波基板的远端处分层以便形成具有第一导
电路径的第一柔性微波基板和具有第二导电路径的第二柔性微波基板。
75.第一导电路径可连接到仪器尖端的第一表面上的第一导电元件；并且第二导电路径可连接到仪器尖端的相对第二表面上的第二导电元件。
76.仪器可包括用于使远侧部分相对于同轴馈电缆线旋转的致动器元件；所述致动器元件可被配置来沿着仪器轴向地移动；并且远侧部分可包括用于将致动器元件的轴向移动转换成远侧部分的旋转移动的接口。因此，以上所述的致动器可包括近侧控制部分、致动器元件和接口。近侧控制部分可由用户接入并向致动器元件赋予轴向移动。轴向移动由接口转变成远侧部分的旋转移动。用于使远侧部分旋转的这种技术的优点是可以精确地控制远侧部分的旋转取向。
77.致动器元件可沿着管状外壳向下馈送。换句话说，致动器元件可延伸管状外壳的整个长度，从而使得其可由操作员在管状外壳的近端处操作。在仪器沿内窥镜的仪器通道向下传送的情况下，致动器元件可延伸至少仪器通道的整个长度，从而使得其可由操作员在仪器通道的近端处操作。
78.用于将致动器元件的轴向移动转换成远侧部分的旋转移动的接口可包括在远侧部分上的一条路径，当致动器元件轴向地移动时，致动器元件的一部分沿着所述路径行进，从而使远侧部分旋转。
79.路径可以是凸起路径、通道或凹槽。
80.路径可以是绕着远侧部分的中心轴线的螺旋路径或螺线路径。换句话说，路径可围绕远侧部分的圆周表面的至少一部分弯曲并且可沿着远侧部分的轴向长度的至少一部分延伸。
81.路径可定位在远侧部分的圆周表面上或围绕其定位。
82.路径可以是远侧部分的凸轮表面(cam surface)，所述凸轮表面在致动器元件轴向地移动时与致动器元件的一部分滑动接触，从而使远侧部分旋转。远侧部分的圆周表面的一部分可切掉或省略以便提供凸轮表面。例如，凸轮槽(cam channel)可从远侧部分的表面切掉或省略以便提供凸轮表面。因此，当致动器元件朝向远侧部分轴向地移动时，致使远侧部分因致动器元件的与凸轮表面滑动接触的该部分而旋转。
83.凸轮表面可以是远离远侧部分的中心轴线向外延伸的凸起部分或壁的边缘表面。例如，远侧部分的圆周表面的一部分可切掉或省略以便留下边缘表面。
84.仪器可被构造使得当致动器元件轴向地移动时，凸轮表面与致动器元件的远端滑动接触，从而使远侧部分旋转。因此，当致动器元件朝向远侧部分轴向地移动时，致动器元件的远端接触凸轮表面并迫使远端在第一旋转方向上旋转，从而使得致动器元件的远端沿凸轮表面行进。
85.致动器元件可在轴向方向上(朝向远侧部分)可移动，从而使得致动器元件的远端经过路径的远端并从仪器尖端的远端突出。如以下所论述的，在致动器元件是两用的情况下，例如在它是用于将流体注射到与仪器尖端相邻的组织中的针的情况下，这可以是尤其有利的。
86.一旦致动器元件的远端已经经过路径的远端，远侧部分就可保持在其当前旋转位置处直到致动器元件沿着仪器轴向地移动远离远端，从而使得致动器元件的远端再次接触路径(或凸轮表面)。当致动器元件的远端已经经过路径的远端时，致动器元件可在仪器尖
端没有任何进一步旋转的情况下进一步沿着仪器朝向远侧部分轴向地移位。
87.当致动器元件的远端经过路径(例如凸轮表面)的远端时，致动器元件可与仪器尖端的侧表面相邻和/或与其底表面相邻定位。
88.尽管在致动器元件上维持充分的力，但偏置无法迫使远侧部分返回到其初始旋转取向。然而，当将力从致动器元件移除时，偏置可迫使远侧部分返回到其初始旋转取向。这还可迫使致动器元件返回到原始位置，例如通过迫使致动器元件轴向地移动远离远端。
89.当致动器元件在第一轴向方向上移动时，致动器元件可用于使远侧部分相对于同轴馈电缆线在第一方向上旋转，并且当致动器元件在相反的第二轴向反向上移动时，致动器元件可用于使远侧部分相对于同轴馈电缆线在相反的第二方向上旋转。因此，仪器尖端在顺时针或反时针方向上的旋转可通过在向前或向后(第一或第二)轴线方向上移动致动器元件来实现。在这种情况下，不必具有作用于使仪器尖端返回到原始旋转取向的任何偏置装置，因为仪器尖端可通过将致动器元件轴向地移动到初始轴向位置来返回到初始旋转取向。
90.致动器元件可包括限定螺旋路径的螺旋形部分，并且远侧部分可包括从动件，所述从动件用于在致动器元件相对于从动件轴向地移动时使远侧部分可旋转地沿螺旋路径行进。因此，当致动器元件轴向地移动时，从动件旋转以便沿螺旋路径行进，从而使远侧部分以及因此仪器尖端旋转。可提供轴向止挡物以便防止从动件的任何轴向移动，从而使得从动件仅能够旋转以便沿螺旋路径行进而不能够由致动器元件轴向地移位。
91.从动件可包括具有贯穿通道的环，致动器元件的螺旋形部分可滑动地接收在所述贯穿通道内。例如，贯穿通道可以是环的圆周中的狭槽或凹口。贯穿通道的形状可与致动器元件的螺旋部分的横截面形状大体上相同，从而使得当致动器元件轴向地移位时，从动件密切地沿螺旋路径行进。
92.从动件可以是管状套筒部分的固定到远侧部分的一部分。例如，从动件可例如与套筒部分的近端相邻地与管状套筒部分整合或固定或连接到管状套筒部分。管状套筒部分可直接固定到仪器尖端或远侧部分的其他部分，诸如远侧部分的裙部。管状套筒部分随远侧部分一起旋转，从而使得套筒部分的旋转引起远侧部分并因此引起仪器尖端的对应旋转。
93.致动器元件可包括杆、线、电缆、中空管或针。
94.致动器元件可包括用于将流体递送/注射到生物组织的针。一些已知电外科仪器使用此类针来将流体递送/注射到生物组织，因此，利用这个针作为致动器元件而非另外提供单独致动器元件可以是有利的。针因而可以是两用的。因此，通过沿着仪器朝向仪器尖端轴向地移动针，针可用于改变并控制仪器尖端的取向。在远侧部分被偏置的情况下，仪器尖端的取向可通过在任一轴向方向上(向前或向后)移动针来精确地控制以便实现仪器尖端的顺时针或反时针旋转。一旦针已经轴向地移动到其已经经过路径的轴向末端的点，针就可在不影响仪器尖端的旋转取向的情况下轴向地移动以便将流体注射到组织中。
95.仪器还可包括用于容纳针的管状针外壳。例如，管状针外壳可沿着管状外壳向下馈送，并且针然后可沿着管状针外壳向下馈送。
96.仪器可包括引导部分，所述引导部分具有引导通道，致动器元件通过所述引导通道馈送。引导部分可防止致动器元件因施加到远侧部分的旋转偏置而侧向移动。引导部分
可约束致动器元件使其仅能够在轴向方向上移动。例如，在致动器元件是针的情况下，针可通过引导通道直接馈送，或者包括针的管状针外壳可通过引导通道馈送。
97.引导部分可固定到管状外壳。因此，致动器元件可被约束成仅能够相对于管状外壳在轴向方向上移动。这将防止致动器元件在用于使远侧部分旋转时侧向移动。
98.仪器尖端可包括由介电材料制成的平面主体，所述平面主体将仪器尖端的第一表面上的第一导电元件与其第二表面上的第二导电元件隔开，第二表面面向与第一表面相反的方向。
99.远侧部分还可包括被安装以覆盖平面主体的下侧的保护壳。保护壳可具有背向平面主体的平滑轮廓的凸形下表面；平面主体可具有渐缩远侧边缘；并且平面主体的下侧可在渐缩远侧边缘处延伸超过保护壳。
100.根据本发明的第二方面，提供用于将射频能量和/或微波频率能量施加到生物组织的电外科仪器，所述仪器包括：仪器尖端，所述仪器尖端用于将射频能量和/或微波频率能量施加到生物组织；同轴馈电缆线，所述同轴馈电缆线用于将射频能量和/或微波频率能量输送到所述仪器尖端；外壳，所述外壳包围所述同轴馈电缆线；以及多个轴承，所述多个轴承定位在所述同轴馈电缆线与所述外壳之间，用于实现所述同轴馈电缆线相对于所述外壳的旋转。
101.因此，仪器尖端的旋转可通过使整个同轴馈电缆线在外壳内旋转实现，由于有多个轴承，这是可以达到的。
102.根据本发明的第二方面的电外科仪器可具有以下任选特征中的任一个，或者在它们可兼容的程度上，具有以下任选特征的任意组合。
103.电外科仪器可被配置用于传送穿过内窥镜的仪器通道。因此，仪器尖端在仪器通道远端处的旋转可通过使同轴馈电缆线在仪器通道的近端处旋转实现。
104.轴承可以是充分地减少同轴馈电缆线与外壳之间的摩擦以实现同轴馈电缆线相对于外壳的可控制旋转的任何装置、部件或部分。例如，轴承可以是包括滚动元件的滚动元件轴承如滚珠轴承，或电刷轴承(brush bearing)。
105.可仅有两个轴承，一个在外壳的远端处或接近其远端，并且一个在外壳的近端处或接近其近端。可替代地，可存在超过两个轴承。提供附加轴承可通过减少同轴馈电缆线与外壳之间的接触来帮助确保仪器尖端的平滑旋转，尤其是在外壳弯曲的情况下。
106.在可兼容的情况下，根据本发明的第二方面的电外科仪器的其他特征可与以上阐述的本发明的第一方面的特征相同。
107.根据本发明的第一或第二方面的电外科仪器可具有以下任选特征中的任一个，或者在可兼容的情况下，具有以下任选特征的任意组合。
108.可旋转区段，即同轴馈电缆线的远端到能量被递送到组织的点的区段的电长度可大体上等于的倍数，其中λ是仪器尖端中具有预定频率的微波频率能量的波长。所述预定频率可以是5.8ghz。如果插入损失可忽略不计，则这种布置有效地使由可旋转区段形成的传输线路在失配方面透明或不可见。这种布置可用作将可旋转接头定位在仪器尖端近侧的一种方式。例如，可旋转接头可定位在仪器尖端往回多达8cm处。以此方式，其保持在镜的远端的路线之外，其中通过对镜装置的操纵，仪器通道中经常存在最大畸变，并且其中可连接
控制线路。
109.在另一个实施方案中，半波长旋转区段可位于从仪器的远端往回6cm或8cm或10cm处，并且然后四分之一波长变换器可设置在(或整合到)仪器的远端(例如仪器尖端或末端执行器)以便在预定频率下使旋转区段的阻抗与生物组织的阻抗匹配。
110.在另一个实施方案中，半波长旋转区段可设置在(或整合到)仪器的远端(例如仪器尖端或末端执行器)。这种布置假设生物组织在预定频率下的阻抗与同轴馈电缆线的特性阻抗相同。这个假设对于使用50ω电缆递送5.8ghz的能量到血液中是合理的。
111.远侧部分可包括阻抗变换器，所述阻抗变换器在预定频率下使同轴传输线路的特性阻抗和与仪器尖端接触的组织负载的特性阻抗大体上相匹配。
112.阻抗变换器的长度可大体上等于其中n是大于或等于零的整数，并且λ是预定频率下阻抗变换器中的微波频率能量的波长。
113.远侧部分还可包括位于阻抗变换器与仪器尖端的近端之间的一段同轴传输线路。
114.可替代地，仪器尖端的特性阻抗可大体上等于同轴馈电缆线的特性阻抗；并且远侧部分可包括阻抗匹配区段，所述阻抗匹配区段用于在微波频率能量的预定频率下使同轴馈电缆线的特性阻抗和与仪器尖端接触的组织负载的阻抗相匹配，其中阻抗匹配区段包括：一段同轴传输线路，所述一段同轴传输线路连接到仪器尖端的近端；以及短路短截线(short circuited stub)。
115.以上所讨论的本发明的方面提出一种用于电外科仪器的远侧部分的可旋转部分。在一些实施方案中，可期望沿着同轴馈电缆线的长度提供多个可旋转接头。
116.附图简述
117.现将仅借助实例并且参照附图来论述本发明的实施方案，在附图中：
118.图1a至图1d示出制造在本发明的实施方案中使用的可旋转连接的方法；
119.图2a和图2b示出在本发明的另一实施方案中使用的另一种可旋转连接；
120.图3a和图3b示出根据本发明的实施方案的电外科仪器的工作模型的各种构造；
121.图4和图5示出根据本发明的实施方案的电外科仪器的工作模型的各种构造；
122.图6是根据本发明的实施方案的仪器尖端的示意图；
123.图7是根据本发明的另一实施方案的仪器尖端的示意图；
124.图8是根据本发明的实施方案的电外科仪器的示意图；
125.图9是根据本发明的实施方案的电外科仪器的略图；
126.图10是根据本发明的实施方案的电外科仪器的示意图；
127.图11是图10的电外科仪器的一部分的放大示意图，所述部分在图10中以圆圈示出；
128.图12是根据本发明的另一实施方案的电外科仪器的示意图。
129.本发明的优选实施方案和进一步可任选特征的详细描述
130.图1a至图1d示出制造在本发明的实施方案中使用的可旋转连接的方法。
131.如图1a至图1d所示，可旋转连接是在同轴馈电缆线1与第二同轴馈电缆线3之间形成。同轴馈电缆线1、3中的每一个包括实心圆柱形内导体、与内导体同轴并包围内导体的管状外导体以及将内导体与外导体隔开的介电材料。
132.在图1a至图1d的实施方案中，同轴馈电缆线1和第二同轴电缆3是相同类型的同轴电缆，具体地是047同轴电缆。在这种类型的同轴电缆中，内导体具有0.31mm的外径，介电材料层具有0.94mm的外径，并且外导体具有1.2mm的外径。这种类型的同轴电缆具有50ω的特性阻抗。中心导体是镀银铜线，电介质是ptfe并且外导体是浸锡铜编织物。
133.当然，在其他实施方案中可使用其他类型的同轴电缆，并且/或者同轴电缆和第二同轴电缆可以是具有不同尺寸和/或特性阻抗的不同类型的同轴电缆。
134.如图1b所示，已经省略或移除同轴馈电缆线1的介电材料和外导体的一段以便留下内导体的从同轴馈电缆线1的远端突出的突出远端5。类似地，已经省略或移除第二同轴馈电缆线3的介电材料和外导体的一段以便留下第二同轴馈电缆线的内导体(第二内导体)的从同轴馈电缆线1的近端突出的突出近端7。
135.如图1a和图1c所示，通过在内导体的突出末端5、7上提供第一导电金属套筒9，在同轴馈电缆线1的内导体与第二同轴馈电缆线3的内导体之间形成可旋转电连接。第一导电金属套筒9是金属管，所述金属管的直径被选择为使得内导体的突出末端5、7可旋转地接收在金属管内并接触金属管以在其间形成电连接。在这个实施方案中，第一导电金属套筒9与内导体的突出末端5、7过盈配合。
136.在这个实施方案中，第一导电金属套筒9具有0.59mm的外径和2.5mm的长度。当然，在其他实施方案中，这些尺寸可有所不同。
137.因此，由于由第一导电金属套筒9提供的可旋转连接，内导体和第二内导体在能够相对于彼此旋转的同时在其间维持电连接。
138.如图1a、图1c和图1d所示，通过在内导体的末端上提供第二导电金属套筒15，在同轴馈电缆线1的内导体与第二同轴馈电缆线3的外导体(第二外导体)之间形成可旋转电连接。如图1c所示，第二导电金属套筒15可通过沿着同轴馈电缆线1、3中的一个滑动直到其定位在外导体的末端上，来定位在外导体的末端上。
139.第二导电金属套筒15是金属管，所述金属管的直径被选择为使得外导体的末端可旋转地接收在金属管内并接触金属管以在其间形成电连接。在这个实施方案中，第二导电金属套筒15与外导体的末端过盈配合。
140.在这个实施方案中，第二导电金属套筒15具有1.15mm的内径。当然，在其他实施方案中，直径可有所不同。
141.因此，由于由第二导电金属套筒15提供的可旋转连接，同轴馈电缆线1的外导体和第二同轴馈电缆线3的外导体在能够相对于彼此旋转的同时在其间维持电连接。
142.因此，第一导电金属套筒和第二导电金属套筒的组合在同轴馈电缆线1与第二同轴馈电缆线3之间提供可旋转连接，所述可旋转连接允许第二同轴馈电缆线3相对于同轴馈电缆线1旋转，同时维持同轴馈电缆线1与第二同轴馈电缆线3之间的电连接。
143.由于由第一导电金属套筒9和第二导电金属套筒15提供的可旋转电连接，射频能量和/或微波频率能量可通过可旋转连接从同轴馈电缆线1传输到第二同轴馈电缆线3。
144.第一导电金属套筒9和第二导电金属套筒15形成用于利用空气作为介电材料输送射频能量和/或微波能量的同轴传输线路。在其他实施方案中，介电填充材料可设置在第一导电金属套筒9与第二导电金属套筒15之间。
145.在本发明的一个实施方案中，第二同轴馈电缆线3可连接到仪器尖端并且可将射
频能量和/或微波频率能量从同轴馈电缆线1输送到仪器尖端。例如，仪器尖端可具有电连接到第二内导体的第一导电元件和电连接到第二外导体的第二导电元件。因此，仪器尖端可通过可旋转连接相对于同轴馈电缆线1旋转。电连接可利用电导体实现，诸如由导电粘合剂(诸如焊料)连接到仪器尖端的导电元件以及导体的导电线或片材。
146.同轴馈电缆线1可在其近端具有连接器，所述连接器用于将同轴馈电缆线1连接到用于供应射频能量和/或微波频率能量的电外科发生器。例如，连接器可以是常规同轴电缆末端连接器。
147.如图1a至图1d所示使空气作为第一导电金属套筒9与第二导电金属套筒15之间的介电材料将相对于同轴馈电缆线1、3的阻抗增加旋转接头的特性阻抗。同轴馈电电缆1、3与旋转接头之间的阻抗失配将导致射频能量和/或微波频率能量中的一些能量的反射。因此，在一个实施方案中，内导体的突出末端5、7可具有增加的直径，并且第一导电金属套筒9可具有对应更大的内径。因此，旋转接头的阻抗将减小，使得其更接近同轴馈电缆线1、4的阻抗。理想地，旋转接头的阻抗将与同轴馈电缆线的阻抗相同，例如50欧姆。
148.现在描述图1a至图1d所示的旋转接头的电性质。
149.同轴传输线路的特性阻抗z0由等式(1)大致给出。
[0150][0151]
其中μ
r
是介电材料的相对磁导率，ε
r
是介电材料的相对介电常数，b是外导体的内径，并且a是内导体的外径。比率可使用外导体和内导体的相应半径获得。
[0152]
射频能量和/或微波频率能量由旋转接头引起的衰减在等式(2)中给出。
[0153]
α
t
＝α
c
α
d
ꢀꢀꢀ
(2)
[0154]
其中α
t
是旋转接头的总衰减，α
c
是由旋转接头中的第一导电金属套筒9和第二导电金属套筒15引起的衰减，并且α
d
是由旋转接头中的电介质(图1a至图1d中是空气)引起的衰减。
[0155]
由导体引起的衰减在等式(3)中给出。
[0156][0157]
其中δ
s
是第一导电金属套筒9和第二导电金属套筒15内的射频能量和/或微波频率能量的趋肤深度，ε
r
是相对介电常数，λ0是自由空间波长，b是外导体的内径，并且a是内导体的外径。
[0158]
由电介质引起的衰减在等式(4)中给出
[0159][0160]
在图1a至图1d所示的实施方案中，第一导电金属套筒9具有0.59mm的外径和2.5mm的长度。第二导体金属套筒15具有1.15mm的内径。
[0161]
在空气作为第一导电金属套筒9与第二导电金属套筒15之间的介电材料的情况下，由旋转接头的导体引起的阻抗和衰减在等式(5)和(6)中给出。
[0162][0163][0164]
假设空气填充的旋转接头具有tanδ＝0，由电介质引起的衰减在等式(7)中给出。
[0165][0166]
使这些等式与2.5mm的第一导电金属套筒9的特定长度相关在这个具体实施方案中产生等式(8)。
[0167]
α＝α
c
α
d
＝1.738db/m
[0168][0169]
等式(8)给出2.5mm长的旋转套筒区段内的相关损失。这个计算不考虑特性线路阻抗与旋转接头之间的任何小的阻抗失配。轻微失配将由于增加的反射而增加插入损失，但在测试中已经发现这个增加可忽略不计。
[0170]
绝缘层可设置在第一导电金属套筒9与第二导电金属导通15之间以便防止金属套筒9、15之间的空气在仪器的射频能量操作期间的电击穿。例如，绝缘体可以是kapton胶带或ptfe。
[0171]
在一个实施方案中，第一导电金属套筒9可固定到内导体的突出末端5、7。第一导电金属套筒9可由可回弹变形的材料制成，从而使得第一导电金属套筒9在第二同轴馈电缆线3相对于同轴馈电缆线1旋转时回弹地变形(例如在扭力下扭转)。因此，第一导电金属套筒9可在第二同轴馈电缆线3上提供旋转偏置力，从而使其返回到第一导电金属套筒9未变形的初始旋转取向。因此，第一导电金属套筒9可作用为返回弹簧。
[0172]
当然，在本发明的其他实施方案中，可提供不同类型的可旋转连接。许多不同类型的此类可旋转连接是可能的。以下讨论用于控制在图1a至图1d所示的布置的远端处的电外科仪器的旋转的具体方法。
[0173]
图2a和图2b示出在本发明的另一实施方案中使用的另一种可旋转连接。
[0174]
如图2a和图2b所示，在这个实施方案中，同轴馈电缆线1由柔性传输线路19连接到电外科仪器尖端17。柔性意指传输线路可在不断裂或永久损坏的情况下变形，例如扭转或弯曲。例如，其可在扭力下扭转。
[0175]
柔性传输线路19包括柔性微波基板21。例如，柔性微波基板21可以是来自rogers公司的rflex微波基板。
[0176]
柔性传输线路19将同轴馈电缆线1的内导体22电连接到处于仪器尖端17的下侧上的第一导电元件23，并且还将外导体25电连接到处于仪器尖端17的(相对)上侧上的第二导电元件27。因此，柔性传输线路19被配置来将射频能量和/或微波频率能量从同轴馈电缆线1输送到仪器尖端17的第一导电元件23和第二导电元件27，用于递送到与仪器尖端17接触的组织中。
[0177]
内导体22与第一导电元件23之间的电连接由沿着柔性传输线路19的长度形成的
第一导电路径实现，所述第一导电路径由导电粘合剂，诸如焊料29电连接到内导体21和第一导电元件23。第一导电路径可由金属形成，并且可印刷在柔性微波基板21的表面上，例如在柔性微波基板21的下侧上。
[0178]
类似地，外导体25与第二导电元件27之间的电连接由沿着柔性传输线路19的长度形成的第二导电路径31实现，所述第二导电路径31由导电粘合剂，诸如焊料29电连接到外导体25和第二导电元件27。第二导电路径31可由金属形成，并且可印刷在柔性微波基板21的相对表面上，例如在柔性微波基板的上侧上。
[0179]
在这个实施方案中，仪器尖端17包括由介电材料33制成的平面主体，所述平面主体将仪器尖端17的第一表面上的第一导电元件23与其第二表面上的第二导电元件27隔开，第二表面面向与第一表面相反的方向。
[0180]
第一和第二导电路径可由铜制成。第一和第二导电路径可印刷在柔性传输线路上。
[0181]
在图2a和图2b所示的实施方案中，柔性传输线路19分为与仪器尖端17相邻的两个部分19a、19b。第一部分19a在其上表面上具有第二导电路径31，并且第二部分19b在其低表面上具有第一导电路径。柔性传输线路19的分裂可通过使用包括层合在一起的两层材料的层合柔性传输线路19并使两层材料在与仪器尖端17相邻处分层以便如图2a和图2b所示将柔性传输线路19分为两个部分实现。
[0182]
然而，在其他实施方案中，柔性传输线路19不以此方式分割。相反，可提供附加连接器部分以便将柔性基板上的导电路径连接到其在仪器尖端上的相应终端。
[0183]
在这个实施方案中，当在初始(未扭转)构造中时，柔性传输线路19是大体上平面的并且大体上平坦。柔性传输线路呈柔性(可扭转)带的形式。
[0184]
由于柔性传输线路19是柔性的，如果仪器尖端17相对于同轴馈电缆线1旋转，那么柔性传输线路19就允许通过变形旋转。具体地，柔性传输线路19将处于扭力之下并且将在仪器尖端17相对于同轴馈电缆线1旋转时扭转。因此，柔性传输线路19构成同轴馈电缆线1与仪器尖端17之间的可旋转连接，所述可旋转连接允许仪器尖端17相对于同轴馈电缆线1旋转、同时维持同轴馈电缆线1的内导体22/外导体25与仪器尖端17的第一导电元件23/第二导电元件27之间的电连接。因此，射频能量和/或微波频率能量可在仪器尖端17相对于同轴馈电缆线旋转期间，通过柔性传输线路19从同轴馈电缆线1输送到仪器尖端17。
[0185]
柔性传输线路19可以是弹性回弹的。换句话说，当柔性传输线路通过柔性传输线路19的扭转而变形时，其可提供偏置力以便使柔性传输线路返回到原始(例如平坦)取向。因此，柔性传输线路19还可用作返回弹簧，所述返回弹簧用于使仪器尖端17返回到初始旋转位置，其中传输线路在仪器尖端17远离初始位置旋转时大体上平坦。
[0186]
柔性传输线路19可具有涂层、覆盖物或其他密封件以防止液体与电连接或路径接触。例如，柔性传输线路19可在其一个或多个表面上包括绝缘材料层或涂层，诸如橡胶材料或聚合物，以防止液体与柔性传输线路19的电连接或路径接触。可替代地，可与柔性传输线路19的每个轴向末端相邻地设置密封件以防止液体与柔性传输线路19接触。
[0187]
在一些实施方案中，柔性传输线路可以是柔性微带。在此类实施方案中，柔性传输线路包括通过基板介电层与接地层隔开的平面导电带。微带可使用印刷电路板技术制作。接地层和平面导电带可各自电连接到仪器尖端的第一和第二导电元件中的相应一个。在此
类实施方案中，可通过如以上所述的涂层、覆盖物或其他密封件防止平面导电带和接地层与液体接触。如以上所述，基板介电层可以是层合结构，所述层合结构可在与仪器尖端相邻处分裂以便允许柔性微带与处在仪器尖端的相对表面上的导电元件电连接。
[0188]
在替代实施方案中，柔性传输线路可以是柔性带状线。在此类实施方案中，柔性传输线路包括在基板介电层内形成的夹在处于基板介电层的相对侧上的接地层之间的中心导体。这种布置的优点在于防止中心导体与液体接触，因为其由介电层包围，因此可不必提供用于防止液体与柔性传输线路接触的任何另外阻隔件。利用这种结构，当形成与仪器尖端的电连接时，接地层可在柔性传输线路的远端之前的预定距离处终止。
[0189]
在图2a和图2b所示的实施方案中，柔性传输线路19将同轴馈电缆线1直接连接到仪器尖端17。然而，这不是必需的。例如，柔性传输线路19可从仪器尖端向后设置，并且另一同轴传输线路可设置在柔性传输线路19与仪器尖端17之间以便将柔性传输线路19与处在电缆布置的远端处的其他部分间隔开。然而，使柔性传输线路19靠近仪器尖端17以实现对仪器尖端17的旋转的合适控制是有利的。此外，在仪器尖端17具有平面结构的实施方案中，例如如图2a和图2b所示，柔性传输线路19将同轴馈电缆线1直接连接到仪器尖端17是有利的，因为柔性传输线路19将同轴馈电缆线1的圆形/圆柱形结构转换到仪器尖端17的平坦/平面结构。
[0190]
当然，在其他实施方案中，柔性传输线路可不同于图2a和图2b所示或以上所描述的那样。重要特征是柔性传输线路提供必要电连接并允许仪器尖端相对于同轴馈电缆线旋转。
[0191]
在其他实施方案中，同轴馈电缆线1与仪器尖端之间可设置与图1a至图2b所示的那些不同类型的可旋转连接。重要特征是可旋转连接提供必要电连接并允许仪器尖端相对于同轴馈电缆线旋转。
[0192]
现在将讨论用于使仪器尖端相对于同轴馈电缆线旋转的机构和用于向仪器尖端提供旋转偏置的机构。尽管旋转和偏置机构在以下所述的实施方案中结合在一起，但本发明的其他实施方案可仅具有这些特定机构中的一个，例如仅具有旋转机构或仅具有偏置机构。
[0193]
图3a至图5示出根据本发明的实施方案的电外科仪器35的模型的各种构造。如图3a至图5所示，仪器35包括仪器尖端37和固定到仪器尖端37的同轴馈电缆线39。在实践中，仪器尖端37将包括用于将射频能量和/或微波频率能量递送到与仪器尖端37接触的生物组织中的第一和第二导电元件。例如，仪器尖端可具有类似于图2a所示的仪器尖端结构的结构。
[0194]
在实践中，同轴馈电缆线39由同轴馈电缆线39的内导体并由同轴馈电缆线39的外导体固定到仪器尖端37，所述内导体由导电粘合剂，诸如焊料固定到仪器尖端37的第一导电元件，所述外导体由导电粘合剂，诸如焊料固定到第二导电元件(可能通过附加导体，诸如电线或箔)。
[0195]
因此，仪器尖端37不能够相对于同轴馈电缆线39旋转。
[0196]
同轴馈电缆线39(或同轴馈电缆线39中的至少一些)接收在管状外壳41内。例如，管状外壳41可以是柔性塑料或聚合物管。同轴馈电缆线39可沿着管状外壳41馈送。同轴馈电缆线39能够相对于管状外壳41旋转。换句话说，同轴馈电缆线39相对于管状外壳41不固
定。在图5中，管状外壳41被示为不透明的，这在实践中是可能的。
[0197]
仪器尖端37可旋转地安装在管状外壳41的远端处。换句话说，仪器尖端37的一部分接收在管状外壳41的远端处，并且可相对于管状外壳41旋转。这可通过仪器尖端37在其近端处具有轴或柄部分来实现，所述轴或柄部分被成形为接收在管状外壳的远端中使得可在其中旋转。可替代地，管状部分可围绕仪器尖端的轴或柄部分的一部分的外侧固定，其中管状部分接收在管状外壳41的远端内并可相对于管状外壳41旋转。
[0198]
因此，仪器尖端37和同轴馈电缆线39两者形成仪器35的能够相对于管状外壳41旋转的远侧部分。
[0199]
止挡部分可设置在仪器尖端37上或在管状外壳41的远端中，以防止仪器尖端轴向地移动出管状外壳的远端。密封件也可设置在仪器尖端37的一部分上以防止流体进入管状外壳41中。例如，密封件可设置在仪器尖端37的轴或柄部分的接收在管状外壳41中的一部分上或围绕其设置。
[0200]
如图3a至图4所示，弹簧43也设置在管状外壳41中。弹簧43是围绕同轴馈电缆线39的外侧定位的螺旋扭力弹簧。
[0201]
弹簧43的第一末端固定到管状外壳41。在这个实施方案中，弹簧43的第一末端通过固定到环部分45来固定到管状外壳41，所述环部分45固定到管状外壳41的内表面。弹簧43的第二末端固定到仪器35的远侧部分。具体地，弹簧的第二末端连接到从仪器尖端37朝向仪器35的近端轴向地延伸的裙部47。裙部47与仪器尖端37是一体的并随仪器尖端37一起旋转。
[0202]
因此，如果仪器35的包括仪器尖端37、裙部47和同轴馈电缆线39的远侧部分在管状外壳41内朝向图3a的右侧旋转，则螺旋扭力弹簧43扭转，因为其第二末端随远侧部分旋转而其第一末端固定到管状外壳41。因此，机械能存储在螺旋扭力弹簧43中。这个所存储机械能使螺旋扭力弹簧43在远侧部分上施加旋转偏置力，所述旋转偏置力偏置远侧部分以在相反方向上旋转，即朝向图3a的左侧。
[0203]
因此，螺旋扭力弹簧43用作复位弹簧，所述复位弹簧提供用于在远侧部分远离初始旋转位置/取向旋转时使远侧部分复位到该初始旋转位置/取向的力。
[0204]
在实践中，同轴馈电缆线39将通过诸如图1a至图1d所示和以上所述的可旋转连接而连接到另一同轴馈电缆线，从而使得射频能量和/或微波频率能量可从另一同轴馈电缆线输送到同轴馈电缆线39(以及因此到仪器尖端37)，并且从而使得同轴馈电缆线39(以及因此仪器35的远侧部分)可相对于另一同轴馈电缆线旋转。在实践中，另一同轴馈电缆线将连接到用于生成并供应射频能量和/或微波频率能量的电外科发生器。
[0205]
仪器包括止挡元件，所述止挡元件被构造来在远侧部分接触止挡元件时防止远侧部分在特定旋转方向上(向图3a的左侧)旋转。因此，止挡元件可防止旋转偏置引起远侧部分在特定旋转方向上旋转超过特定旋转位置，例如远侧部分的初始开始旋转取向。止挡元件和/或弹簧43可被构造使得当远侧部分在初始位置中与止挡元件接触时弹簧43向远侧部分施加偏置力。因此，为了使远侧部分旋转远离初始位置，必须施加力以克服旋转偏置。
[0206]
当然，与图3a所示类似的偏置方法可以和仪器尖端与主同轴馈电缆线(通常连接到电外科发生器的同轴馈电缆线)之间的其他类型的可旋转连接一起使用。例如，图3a的同轴馈电缆线39可用柔性传输线路替代，例如图2a和图2b所示和以上所描述的，所述柔性传
输线路连接(优选地固定)到主同轴馈电缆线。螺旋扭力弹簧43然后可围绕柔性传输线路或围绕仪器35的远侧部分的其他部分定位，从而使得在仪器尖端旋转并且柔性传输线路扭转时实现相同偏置效果。
[0207]
可替代地，在其他实施方案中，偏置力可通过可旋转连接的一部分提供，如以上参考图1a至图2b所论述的(例如由弹性回弹的柔性传输线路提供)，并且因此图3a的弹簧43在这些实施方案中可省略(这种构造在下文中参考图9更详细地论述)。
[0208]
偏置力可由其他回弹元件，诸如回弹套筒提供而不是由弹簧43提供。
[0209]
当然，在其他实施方案中，可能完全不需要或希望作用于仪器尖端上的旋转偏置力，并且因此图3a的弹簧43在这些实施方案中也可省略。这种实施方案在下文中参考图10和图11论述。
[0210]
现在将描述用于使仪器尖端37旋转的机构。
[0211]
在图3a中，仪器尖端37使用呈杆49形式的致动器元件49旋转，所述杆49沿管状外壳41向下馈送并且由仪器35的操作员沿着管状外壳41轴向地移动。如以下所论述的，在一些实施方案中，杆49可以是仪器的用于将流体(诸如盐水)注射到与仪器尖端相邻的组织中的针。
[0212]
如图3b中最佳地看出，仪器包括引导部分51，所述引导部分51具有引导通道53，致动器元件49通过所述引导通道53馈送。引导部分51防止致动器元件49因施加到远侧部分的旋转偏置而侧向移动。具体地，引导部分51约束致动器元件49的移动，从而使得其仅可相对于引导部分51在轴向方向上移动。在这个实施方案中，引导部分51是固定到管状外壳41的内表面并包围同轴馈电缆线39的环。如图3b所示，环具有轴向引导通道53，致动器元件49通过所述引导通道53馈送。因此，致动器元件49能够相对于环轴向地移动但由于其被约束以保持在引导通道53内而不能够侧向移动。
[0213]
轴向引导通道53可包括环的被省略或切掉的区段(致使其不是完整环)或者在环中或穿过环形成的孔或通道。
[0214]
仪器35的可旋转远侧部分包括用于将致动器元件49的轴向移动转换为远侧部分的旋转移动的接口。
[0215]
在这个实施方案中，接口包括仪器尖端的凸轮表面。凸轮表面是以螺旋(或螺线)方式围绕仪器尖端37的外表面的至少一部分并沿着仪器尖端的长度的至少一部分延伸的凸起螺旋边缘55(或螺线边缘)。螺旋边缘55可通过切掉或省略仪器尖端37的外表面的适当成形部分来形成(例如以便形成凸轮槽)。
[0216]
凸起螺旋边缘55被构造使得当致动器元件49沿着仪器35朝向仪器尖端37轴向地移动时，所述凸起螺旋边缘55由致动器元件49的远端56接触，从而使得致动器元件49的远端沿着凸起螺旋边缘55滑动并迫使仪器尖端37旋转。
[0217]
在一些实施方案中，螺旋边缘55可具有弯曲表面，如通道或凹槽，以便与致动器元件49的远端更好地合作(例如接收或接合)。
[0218]
当致动器元件49沿着仪器35轴向地移动时，致动器元件49的远端56接触仪器尖端37上的凸起螺旋边缘55。致动器元件49由于引导部分51而仅在轴向方向上自由移动。例如通过使用防止仪器尖端37轴向移动的另一止挡部分，防止仪器尖端37轴向地移动，但其在管状外壳41内自由旋转。因此，致动器元件49的远端的接触凸起螺旋边缘55并向其施加力
的动作使凸起螺旋边缘55侧向移位，从而使得致动器元件49继续轴向地移动并沿着凸起螺旋边缘55滑动，从而使得仪器尖端37开始旋转。在图3a中，当致动器元件49朝向仪器尖端37逐渐地轴向移动时，仪器尖端将向右(从仪器35的近端的视点看顺时针)旋转。
[0219]
在仪器尖端37如以上所论述的朝向初始位置偏置的情况下，仪器尖端37的旋转抵抗旋转偏置并导致能量被存储在偏置元件(例如弹簧43)中。因此，需要在致动器元件49上维持力以克服旋转偏置，以便使仪器尖端37保持旋转，否则旋转偏置将作用于使仪器尖端37返回其初始旋转取向，并且因此致动器元件49将通过凸起螺旋边缘55的旋转沿着仪器轴向地往回移位。
[0220]
仪器尖端37的旋转随致动器元件49的逐渐轴向移位继续，直到致动器元件49的远端经过凸起螺旋边缘55的远端。从此时起，致动器元件49朝向仪器尖端37的进一步轴向移动不引起仪器尖端37的任何进一步旋转。在仪器尖端37朝向其初始位置旋转地偏置的情况下，凸起螺旋边缘55作用在致动器元件49的轴上，由于引导部分55防止旋转偏置引起仪器尖端37旋转，所述致动器元件49不能够侧向移动。因此，旋转偏置不能够使仪器尖端37旋转回到其初始旋转取向，直到致动器元件49回缩到其远侧尖端再次与凸起螺旋边缘55接触的点。
[0221]
致动器元件49可包括仪器35的用于将流体(诸如盐水)注射到与仪器尖端37接触的生物组织中的针。在已知电外科仪器中，已经通过在管状外壳内沿管向下馈送来提供此类针。此类针能够沿着管状外壳轴向地移动，例如以便在仪器的远端处延伸或回缩针的针尖。因此，针的远端可用于如以上所述接触仪器尖端的螺旋路径(凸轮表面)，从而使得针的轴向移动可用于引起仪器尖端的旋转。以这种两用方式利用电外科仪器的现有针部件去除了提供另外致动器元件49的需要，并且因此产生了更简单且更有效的电外科仪器。仪器尖端的取向在使用针的注射过程期间可以是不重要的。可首先执行注射，并且然后可在电外科手术期间通过随后将针回缩到针的尖端接触仪器尖端的凸轮表面的点来控制仪器尖端的取向。可替代地，可在电外科手术期间控制仪器尖端的旋转取向后执行注射。
[0222]
一旦针的远端已经经过凸轮表面的远端，针的用于将流体注射到组织中的进一步轴向移动将不影响仪器尖端的取向。在被用于将流体注射到组织中后，针可回缩直到其尖端与凸轮表面(凸起螺旋边缘55)接触，并且然后可使针在任一轴向方向上移动以便控制仪器尖端37的顺时针和反时针旋转。
[0223]
在一个实施方案中，螺旋路径(凸轮表面)被构造(例如设置其位置和/或长度和/或螺距)使得当致动器元件的远端经过螺旋路径的远端时，仪器尖端被取向成使致动器元件与仪器尖端的侧表面和/或底表面相邻地定位。这可以是致动器元件将要定位的有利位置，尤其是在致动器元件如以上所述是仪器的针的情况下。
[0224]
当致动器元件49沿着仪器35逐渐地向后回缩时，抵压凸起螺旋边缘55使其与致动器元件49的远端接触的偏置力引起仪器尖端37在与之前相反的方向上朝向其初始取向往回逐渐地旋转。因此，仪器尖端37的旋转取向可容易且准确地控制并在致动器元件49回缩时返回其初始位置。
[0225]
当然，以上所述的相同旋转致动机构可与不同类型的可旋转连接一起使用，例如与图2a和图2b所示和以上所描述的柔性传输线路的可旋转连接一起使用(这种构造在下文中参考图7论述)。此外，以上所述的旋转致动机构可与其他类型的旋转偏置一起使用。
[0226]
在一些实施方案中，可不必提供用于使仪器尖端返回其初始旋转取向的旋转偏置。相反，致动器元件与仪器尖端之间的交互可使得致动器元件远离仪器尖端的轴向移动引起仪器尖端在与之前相反的方向上朝向其初始旋转取向往回旋转。例如，致动器元件可包括呈突出形式的从动件，所述从动件接收在仪器尖端中所形成的螺旋通道中并沿着螺旋通道行进，从而使得致动器元件在任一方向上的轴向移动引起仪器尖端在顺时针或反时针方向上的旋转。
[0227]
图6和图7更详细地示出在本发明的实施方案中使用的仪器尖端的实例。在图6中，凸轮表面(凸起螺旋边缘55)被暴露并且因此可见。相比之下，在图7中，凸轮表面(凸起螺旋边缘55)被包封在仪器尖端的壳中并且因此不可见。然而，凸起螺旋边缘55的远端处的出口孔57在图7中可见，致动器元件可通过所述出口孔57从仪器尖端的末端突出。出口孔57与仪器尖端的侧表面相邻，从而使得致动器元件(例如针)将在与仪器尖端的侧表面相邻处退出仪器尖端。密封件可设置在凸轮表面和/或出口孔57中或围绕其设置以防止流体进入管状外壳。
[0228]
在图6和图7的实施方案两者中，仪器尖端具有用于接收在管状外壳的远端中的轴向延伸的轴或柄部分59，如以上所讨论的。
[0229]
图8是根据本发明的实施方案的电外科仪器的示意图。图8所示的许多特征已经在上文中详细描述，因此此处仅重复那些特征的简洁描述。应理解，图8所示的特征的特定性质可与以上参考图1a至图7所描述的对应特征的特定性质相同。
[0230]
在图8中，仪器尖端61具有图6所示的构造，凸轮表面(暴露的凸起螺旋边缘63)形成在仪器尖端61的外表面的一部分上。
[0231]
仪器尖端61固定到用于将射频能量和/或微波频率能量输送到仪器尖端的同轴馈电缆线65。同轴馈电缆线65的内导体67从同轴馈电缆线65的远端突出以接触仪器尖端61的上表面上的第一导电元件。类似地，同轴馈电缆线65的外导体连接到仪器尖端61的底表面上的第二导电元件。
[0232]
仪器尖端61和同轴馈电缆线65接收在管状外壳69中，为了易于理解在图8中被示为透明的。
[0233]
仪器尖端61可旋转地安装在管状外壳69的远端中，从而使得仪器尖端和同轴馈电缆线65可相对于管状外壳69旋转。这通过仪器尖端61的轴或柄部分可旋转地接收在管状外壳69的远端中实现。
[0234]
同轴馈电缆线65通过诸如图1a至图1d所示那样的可旋转连接72可旋转地连接到另一同轴馈电缆线71，所述可旋转连接72允许同轴馈电缆线65与另一同轴馈电缆线71之间的旋转、同时允许其间的射频能量和/或微波频率能量的传输。因此，仪器尖端61和同轴馈电缆线65可在管状外壳69内相对于另一同轴传输线路71旋转。
[0235]
凸轮表面/凸起螺旋边缘63被定位以在针73沿着仪器朝向仪器尖端61轴向地移动时由仪器的针73的远端接触。因此，针73朝向仪器尖端61的使得针的远端接触凸起螺旋边缘63并向其施加力的轴向移动如以上详细描述的引起仪器尖端61的旋转。
[0236]
针73被构造用于将流体注射到与仪器尖端61相邻的组织中。
[0237]
针73可滑动地接收在针引导管75中，所述针引导管75沿着引导环79中的狭槽77传送，所述引导环79固定到管状外壳69。引导环79的狭槽77约束针73的移动，从而使得其仅可
相对于管状外壳69在轴向方向上移动而不可侧向移动。
[0238]
仪器还包括例如由硅酮制成的回弹护套81，所述回弹护套81直接地或间接地固定到可旋转远侧部分和管状外壳69。因此，当仪器尖端61相对于管状外壳69旋转时，回弹护套处于张力之下并存储能量。回弹护套因此作用为返回弹簧，所述返回弹簧旋转地偏置远侧部分(以及因此仪器尖端61)以在远侧部分旋转远离初始旋转取向时使其返回到初始旋转取向，如以上参考图3a和图3b详细描述的。
[0239]
在图8中，针73被示为在其已经沿着所述布置轴向地移动使得针71的远端位于仪器尖端的远端的远侧的位置中。在这种构造中，作用于使仪器尖端61旋转的偏置力不能够引起仪器尖端61的旋转，因为针73的轴防止仪器尖端61的旋转。
[0240]
图9是根据本发明的另一实施方案的电外科仪器的略图。在这个实施方案中用于致动仪器尖端的旋转的机构与图3a至图8的相同，因此不重复其描述并且使用相同附图标号。这个实施方案的主要差别是可旋转连接与图2a和图2b所示的相同(或类似)。换句话说，在仪器尖端61与同轴馈送缆线71之间通过如以上所述的柔性传输线路19形成可旋转连接。如图2a和图2b所示，柔性传输线路19将射频能量和/或微波频率能量从同轴馈电缆线71载送到仪器尖端61。
[0241]
柔性传输线路19是回弹性的，从而使得当针沿着仪器轴向地移位以接触凸起螺旋边缘/凸轮表面63并使仪器尖端61旋转时，柔性传输线路19扭转并由于其扭转存储机械能。扭转的柔性传输线路19然后在仪器尖端61上提供作用于使仪器尖端61在相反方向旋转回到其初始构造的恢复力。
[0242]
柔性传输线路19因此允许仪器尖端61与同轴馈电缆线71之间的旋转，并且还用作返回弹簧以在仪器尖端61相对于同轴馈电缆线71远离初始位置旋转时使仪器尖端61返回到初始旋转位置。
[0243]
柔性传输带19因此可替换图3a至图8所示的实施方案中的第二同轴馈电缆线和弹簧。这个实施方案的其他特征和对应优点可与图3a至图8所示的实施方案的其他特征相同。
[0244]
当然，在其他实施方案中，扭力弹簧也可围绕柔性传输线路设置以便提供替代或除了由图9的柔性传输线路19提供的偏置力之外的偏置力。
[0245]
图10示出具有用于控制仪器的远侧部分的旋转的替代机构的实施方案。以下描述主要涉及旋转机构。在可兼容的情况下，这个旋转机构可与以上关于先前所述的实施方案描述的可旋转连接中的任何可旋转连接结合，并且这个实施方案可具有以上所述的实施方案的特征中的任何特征。
[0246]
图10所示的实施方案包括主同轴馈电缆线83，所述主同轴馈电缆线83的近端在实践中将连接到用于供应微波频率或射频能量的发生器。在图10中，主同轴馈电缆线83的远端85不连接到任何事物。在实践中，主同轴馈电缆线83的远端85将通过如以上关于先前所描述实施方案中的任一个描述的可旋转连接而可旋转地连接到仪器的可旋转远侧部分。例如，主同轴馈电缆线83的远端85可通过如图1a至图1d所示的可旋转连接而可旋转地连接到远侧同轴电缆。远侧同轴电缆然后可固定到仪器尖端，从而使得仪器尖端和远侧同轴电缆一起可通过可旋转连接作为仪器的可旋转远侧部分相对于主同轴馈电缆线83旋转(例如如以上所述)。
[0247]
图10所示的实施方案具有包围主同轴馈电缆线83的远端85的管状套筒部分86。在
实践中，管状套筒部分86将固定到仪器的可旋转远侧部分，例如直接固定到仪器尖端，从而使得管状套筒部分85与仪器的可旋转远侧部分一起旋转。管状套筒部分能够可替代地被称为裙部或中空圆柱形部分。在实践中，套筒部分不必具有管状或圆柱形形状。
[0248]
在图10所示的实施方案中，仪器的远侧部分的旋转以及因此仪器尖端的旋转通过轴向地移位如以下所述联接到套筒部分86的致动器元件87而引起套筒部分86的旋转实现。致动器元件87是杆状或电缆状的，并且例如可以是用于将流体注射到与仪器尖端相邻的组织中的针。
[0249]
防止了致动器元件87通过致动器引导件89(针引导件)相对于主同轴馈电缆线83在除了轴向方向以外的任何方向上移动。致动器引导件89包括固定到主同轴馈电缆线83(和/或外部外壳)的管状或环状构件，所述构件具有将致动器可滑动地接收在其中的轴向通道或狭槽。因此，致动器元件87仅能够相对于主同轴馈电缆线83在轴向方向上移动。
[0250]
致动器元件87具有螺旋部分91，其中致动器以螺旋形状形成或弯曲为螺旋形状。螺旋部分91围绕主同轴馈电缆线83的外表面布置。
[0251]
管状套筒部分86具有与其近端相邻的从动件93，当致动器元件87相对于主同轴馈电缆线83轴向地移动时，所述从动件93沿由螺旋部分91限定的螺旋路径行进。如图11的放大视图更清楚地示出的，从动件93包括固定到管状套筒部分86的内表面的环，所述环包围主同轴馈电缆线83并且具有通道或狭槽95，致动器元件87的螺旋部分91传送穿过所述通道或狭槽95。
[0252]
防止了管状套筒部分相对于主同轴馈电缆线83轴向地移动，例如通过使用一个或多个轴向止挡物。因此，当致动器元件87轴向地移动时，致动器的螺旋部分通过被防止轴向地移动的从动件93的通道或狭槽95的轴向移动引起从动件93的旋转，旋转方向取决于致动器元件87的轴向移动方向。从动件93的旋转引起管状套筒部分86的旋转，因为它们固定在一起。此外，管状套筒部分86的旋转引起仪器的远端的旋转，因为管状套筒部分86固定到仪器的远端，例如通过直接固定到仪器尖端。因此，致动器元件87的轴向移动引起仪器尖端的旋转，仪器尖端的旋转方向取决于致动器元件87的轴向移动方向。
[0253]
这个实施方案与先前所述实施方案之间的重要差别是螺旋部分91与从动件93之间的交互使得致动器元件87的在任一轴向方向上的移动引起仪器尖端的旋转。例如，致动器元件87在远侧轴向方向上的移动可引起仪器尖端的顺时针旋转，而致动器元件87在近侧轴向方向上的移动可引起仪器尖端的反时针(逆时针)旋转，或相反。
[0254]
因此，在这个实施方案的情况下，不必提供用于一旦仪器尖端已经通过致动器元件87的轴向移动而旋转就使仪器尖端返回到预定旋转位置的偏置结构，因为仪器尖端可相反地通过将致动器元件87轴向地移动回到初始轴向位置来返回到初始旋转位置。换句话说，致动器元件87可用于使仪器尖端在任一方向上旋转。
[0255]
可在旋转期间通过提供主同轴馈电缆线83的远端85与仪器尖端之间的可旋转连接，在主同轴馈电缆线83与仪器尖端之间维持合适的电连接，例如利用如以上关于先前所述的实施方案中的任一个所描述的可旋转连接。
[0256]
如图10和图11所示，可存在外部护套以包封主同轴馈电缆线83、致动器87以及图10和图11所示的其他部件。
[0257]
图12示出根据本发明的另一实施方案的电外科仪器。图12的实施方案具有不同于
先前所述的实施方案的用于实现电外科仪器的仪器尖端的旋转的机构。
[0258]
在图12的实施方案中，电外科仪器尖端97固定在同轴馈电缆线99的远端处，从而使得仪器尖端97不能够相对于同轴馈电缆线99旋转。同轴馈电缆线99的内导体和外导体连接到仪器尖端97的相应导电元件，例如如以上关于先前描述的实施方案描述的。
[0259]
同轴馈电缆线99位于管状外壳或护套101内。轴承103定位在同轴馈电缆线99与护套101之间，从而使得同轴馈电缆线99可在护套101内旋转。在图12所示的实施方案中，提供两个轴承103，一个与护套101的近端相邻并且一个与护套101的远端相邻。然而，在其他实施方案中，轴承103可不同地定位，并且/或者可提供另外的轴承103。例如，向图12所示的轴承103提供附加轴承103可确保同轴馈电缆线99在护套101内的平滑旋转，例如当护套101以及因此同轴馈电缆线99弯曲时。在不提供另外轴承103的情况下，在一些情况下当护套101弯曲时，同轴馈电缆线99可能与护套101接触，从而约束同轴馈电缆线99在护套101内的旋转。
[0260]
轴承103的存在意味着可通过使整个同轴馈电缆线99在护套101内相对于护套101旋转来使仪器尖端97相对于护套101旋转。任何合适类型的轴承都可用作轴承103，例如包括滚动元件的滚动元件轴承，诸如滚珠轴承，或电刷轴承。
[0261]
密封件可与护套101的远端相邻设置以防止流体进入护套101中。
[0262]
轴承103可具有用于允许针沿着护套101馈送的轴向对齐的部分圆周切口、通道或开口，所述针用于将流体注射到与仪器尖端97相邻的组织中。
[0263]
在以上所述的任何实施方案中，仪器尖端可以是半波谐振器/半波区段。换句话说，仪器尖端可具有大体上等于的长度，其中λ是仪器尖端中具有预定频率的微波频率能量的波长。所述预定频率可以是5.8ghz。因此，仪器尖端可基本上对组织负载的阻抗透明。
[0264]
在这种仪器尖端的情况下，还可提供阻抗匹配区段以便在预定频率下将仪器尖端处的组织负载的阻抗与同轴馈电缆线的阻抗相匹配。阻抗匹配区段可包括阻抗变换器。阻抗变换器的长度可大体上等于其中n是大于或等于零的整数，并且λ是预定频率下阻抗变换器中的微波频率能量的波长。阻抗变换器可将组织负载的阻抗的实数部分与同轴馈电缆线的阻抗的实数部分相匹配。
[0265]
阻抗匹配区段还可包括位于阻抗变换器与仪器尖端的近端之间的一段同轴传输线路。这段同轴传输线路可具有被配置成有效地移除组织负载的阻抗的电抗(虚数)部分的长度。在这种情况下，阻抗变换器可将如通过这段同轴传输线路修改的组织负载阻抗的实数部分与同轴馈电缆线阻抗的实数部分相匹配。
[0266]
这段同轴传输线路的阻抗可与同轴馈电缆线的阻抗相同，例如50欧姆。
[0267]
在用于在预定频率下将仪器尖端处的组织负载的阻抗与同轴馈电缆线的阻抗相匹配的替代布置中，仪器尖端的特性阻抗可大体上等于同轴馈电缆线的特性阻抗。此外，远侧部分可包括阻抗匹配区段，所述阻抗匹配区段用于在预定频率的微波频率能量下使同轴馈电缆线的特性阻抗和与仪器尖端接触的组织负载的阻抗相匹配。阻抗匹配区段可包括连接到仪器尖端的近端的一段同轴传输线路以及短路短截线。同样，这段较短的同轴传输线路可基本上移除组织负载的阻抗的电抗(虚数)成分，并且短路短截线然后可将剩余实数阻
抗与同轴馈送线路的阻抗相匹配。
[0268]
在用于在预定频率下将仪器尖端处的组织负载的阻抗与同轴馈电缆线的阻抗相匹配的替代布置中，阻抗匹配可由两个或三个短截线调谐器实现。