ES2394567T3 - Antena de mircroondas adaptada dinámicamente para la ablación de tejidos - Google Patents

Antena de mircroondas adaptada dinámicamente para la ablación de tejidos Download PDF

Info

Publication number
ES2394567T3
ES2394567T3 ES10161722T ES10161722T ES2394567T3 ES 2394567 T3 ES2394567 T3 ES 2394567T3 ES 10161722 T ES10161722 T ES 10161722T ES 10161722 T ES10161722 T ES 10161722T ES 2394567 T3 ES2394567 T3 ES 2394567T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
conductor
shock
probe
internal
microwave
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
ES10161722T
Other languages
English (en)
Inventor
Christopher T. Rusin
Joseph Brannan
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Covidien LP
Original Assignee
Vivant Medical LLC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Vivant Medical LLC filed Critical Vivant Medical LLC
Application granted granted Critical
Publication of ES2394567T3 publication Critical patent/ES2394567T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/1815—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using microwaves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01Q—ANTENNAS, i.e. RADIO AERIALS
    • H01Q1/00—Details of, or arrangements associated with, antennas
    • H01Q1/02—Arrangements for de-icing; Arrangements for drying-out ; Arrangements for cooling; Arrangements for preventing corrosion
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01Q—ANTENNAS, i.e. RADIO AERIALS
    • H01Q9/00—Electrically-short antennas having dimensions not more than twice the operating wavelength and consisting of conductive active radiating elements
    • H01Q9/04—Resonant antennas
    • H01Q9/30—Resonant antennas with feed to end of elongated active element, e.g. unipole
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00577—Ablation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/1815—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using microwaves
    • A61B2018/183—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using microwaves characterised by the type of antenna
    • A61B2018/1838—Dipole antennas
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/1815—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using microwaves
    • A61B2018/183—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using microwaves characterised by the type of antenna
    • A61B2018/1853—Monopole antennas

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Surgical Instruments (AREA)

Abstract

Una sonda de ablación por microondas (12) para proporcionar energía de microondas al tejido, la sonda (12)comprendiendo:una línea de alimentación (26) que incluye un conductor interno (20), un conductor secundario interno (23),un separador aislante (22) y un conductor externo (24); yuna porción radiante (30) que incluye al menos una porción del conductor interno (20) dispuestocentralmente en el mismo;incluyendo además:un choque (28) dispuesto de manera deslizante alrededor de al menos una porción de la línea dealimentación (26), y configurado para confinar la energía de microondas en la porción radiante (30), elchoque incluyendo una capa dieléctrica interna (32) y una capa conductora externa (34), en la que elmovimiento longitudinal del choque (28) en relación con la línea de alimentación (26) sintoniza laporción radiante (30),caracterizada por queel conductor interno (20) está dispuesto de manera deslizante dentro del conductor secundario interno(23) para permitir al conductor interno (20) deslizarse dentro y fuera de la línea de alimentación (26)durante la sintonización mientras que continúa conduciendo la energía de microondas.

Description

Antena de microondas adaptada dinámicamente para la ablación de tejidos.
ANTECEDENTES
1.
Campo técnico La presente invención se refiere a una sonda de ablación por microondas. Además la invención está relacionada en general con las sondas de aplicación de microondas utilizadas en los procedimientos de ablación de tejidos. Más en particular, la presente invención está dirigida a una sonda de microondas que puede sintonizarse durante los procedimientos de ablación para obtener la adaptación de la impedancia deseada.
2.
Antecedentes de la técnica relacionada El tratamiento de ciertas enfermedades requiere la destrucción de los crecimientos de tejidos malignos (por ejemplo, los tumores). Es conocido que las células tumorales se desnaturalizan a temperaturas elevadas, las cuales son ligeramente inferiores a las temperaturas dañinas de las células saludables periféricas. En consecuencia, los métodos de tratamiento conocidos, tales como la terapia de la hipertermia, con el calentamiento de las células tumorales a temperaturas por encima de 41oC, mientras que las células sanas periféricas se mantienen a temperaturas inferiores para evitar daños irreversibles de las células. Tales métodos incluyen la radiación electromagnética para calentar el tejido y poder incluir la ablación y la coagulación del tejido. En particular, la energía de microondas se utiliza para coagular y/o realizar la ablación del tejido para desnaturalizar o eliminar las células cancerosas.
La energía de las microondas se aplica por medio de sondas del tipo de antenas de ablación, las cuales penetran en el tejido para poder alcanzar los tumores. Existen varios tipos de sondas de microondas, tales como las monopolares, bipolares y helicoidales. En las sondas monopolares y bipolares, la energía de las microondas se radia perpendicularmente desde el eje del conductor. La sonda monopolar (por ejemplo, una antena) incluye un único conductor de microondas alargado, rodeado por un manguito dieléctrico, que tiene un conductor expuesto en el extremo de la sonda. Las sondas bipolares tienen una construcción coaxial incluyendo un conductor interno y un conductor externo separados por una porción de dieléctrico. Más específicamente, las antenas de microondas de dipolo tienen un conductor interno largo y delgado, el cual se extiende a lo largo de un eje longitudinal, y está rodeado por un conductor externo. En ciertas variaciones, una porción o porciones del conductor externo pueden eliminarse de forma selectiva para proporcionar una radiación más efectiva hacia el exterior de la energía. Este tipo de construcción de la sonda de microondas se denomina típicamente como una “guía de ondas con fugas”, o bien antena “coaxial con fugas”.
En las sondas helicoidales, la energía de microondas está dirigida en una dirección hacia delante. Esto es debido a que la energía de microondas es radiada perpendicularmente desde la antena, la cual en la configuración helicoidal dirige las ondas de energía en una dirección hacia delante. En las sondas helicoidales el conductor interno está formado con un patrón en espiral uniforme (por ejemplo, una hélice), para proporcionar la configuración requerida para una radiación efectiva.
Las sondas de microondas convencionales tienen un ancho de banda operacional estrecho, con un rango de longitudes de onda al cual se consigue un rendimiento operacional óptimo, y por tanto incapaz de mantener una adaptación de la impedancia determinada entre el sistema de suministro de microondas (por ejemplo, generador, cable, etc.) y el tejido que rodee a la sonda de microondas. Más específicamente, conforme la energía de microondas se aplique al tejido, la constante dieléctrica del tejido que rodea a la sonda de microondas disminuye conforme se calienta. Estas caídas provocan que la energía de microondas que se esté aplicando al tejido se incremente más allá del ancho de banda de la sonda. Como resultado de ello, existe una desadaptación entre el ancho de banda de la sonda de microondas convencional y la energía de microondas que se esté aplicando. Así pues, las sondas de microondas de banda estrecha pueden resintonizarse como resultado de la generación de vapor y la transformación de la fase del tejido, dificultando el suministro y dispersión de la energía efectiva.
El documento US 2005/0245919 se refiere a una antena de MW (microondas) en la que el conductor externo puede deslizarse con respecto a los conductores internos.
El documento US 2006/0189973 A1 se refiere a una estructura de antena de campo cercano que está llamada a ser una herramienta de entrega efectiva para radiofrecuencia (RF) y potencia de microondas para lograr la necrosis coagulativa en tumores metastásicos mientras que se reduce o elimina la conducción térmica a lo largo de la estructura.
El documento WO 02/061880 se refiere a una antena con un choque cuya longitud puede ser cambiada.
SUMARIO La presente invención proporciona una sonda de ablación por microondas para proporcionar una energía de microondas al tejido, la sonda incluyendo: una línea de alimentación que tiene un conductor interno, un conductor secundario interno, un separador aislante y un conductor externo, y una porción radiante que incluye al menos una porción del conductor interno, dispuesto centralmente en el mismo; incluyendo además: un choque dispuesto de manera deslizable alrededor de al menos una porción de la línea de alimentación, y configurado para confinar la energía de microondas hacia la porción radiante, el choque incluyendo una capa dieléctrica interna y una capa conductora externa, en donde el movimiento longitudinal del choque en relación con la línea de alimentación sintoniza la porción radiante, caracterizado porque el conductor interno está dispuesto de manera deslizante dentro del conductor interno secundario para permitir al conductor interno deslizarse dentro y fuera de la línea de alimentación durante la sintonización mientras que continúa conduciendo la energía de microondas.
BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS Los anteriores y otros aspectos, características y ventajas de la presente invención llegarán a ser más evidentes a la luz de la siguiente descripción detallada al tomarse en conjunción con los dibujos que se acompañan, que se dan como ejemplos solamente y no limitando, en donde:
la figura 1 es un diagrama esquemático de un sistema de ablación por microondas de acuerdo con la presente invención; la figura 2 es una vista en sección transversal en perspectiva de una sonda de ablación por microondas de acuerdo con la presente invención; las figuras 3 A-C son vistas en sección transversal laterales de la sonda de ablación por microondas de la figura 2; la figura 4 es una vista en sección transversal en perspectiva de la sonda de ablación por microondas que tiene un choque refrigerado líquido; y la figura 5 es una vista en sección transversal en perspectiva de una realización de la sonda de ablación por microondas que tiene un material dieléctrico térmicamente reactivo en la misma.
DESCRIPCIÓN DETALLADA La presente invención proporciona una sonda de ablación por microondas, la cual puede adaptarse dinámicamente y/o sintonizarse durante la ablación. Conforme se realiza la ablación del tejido, la porción radiante de la sonda es sintonizada activamente de manera que se consiga una adaptación de la impedancia óptima para un procedimiento deseado. Esto se lleva a cabo por el ajuste de la forma, tamaño, y/o propiedades dieléctricas de los componentes de la sonda (es decir, ajustando la longitud de los conductores, capas aislantes, y similares). En antenas monopolo y/o dipolos, la longitud de un conductor interno se ajusta para crear un radiador más eficiente. En antenas dipolo, la longitud de los conductores externos e internos se ajusta de manera que se mantiene una distancia de longitud de onda predeterminada en la porción radiante a pesar de los cambios de frecuencia (es decir, que tengan los conductores internos y externos una longitud de onda de ¼ para mantener el comportamiento equilibrado de un dipolo de longitud de onda de ½). En otro ejemplo, las propiedades dieléctricas de la porción radiante se ajustan mediante el uso de materiales con propiedades dieléctricas que cambian térmicamente; así pues, conforme la temperatura del tejido y la sonda cambian durante la ablación, las propiedades dieléctricas de la sonda se ajustan automáticamente.
Se describe una sonda de ablación por microondas para proporcionar una energía de microondas al tejido. La sonda incluye una línea de alimentación que tiene un conductor interno, un separador aislante y un conductor externo, y una porción radiante que tiene una porción extruida del conductor externo, el cual está dispuesto centralmente en el mismo. La sonda incluye también un choque dispuesto alrededor de al menos una porción de la línea de alimentación, y configurado para confinar la energía de microondas hacia la porción radiante. El choque incluye un armazón conductor que tiene una cámara para almacenar un líquido dieléctrico de refrigeración.
De acuerdo con otro ejemplo, se describe una sonda de ablación por microondas, para proporcionar energía de microondas al tejido. La sonda incluye una línea de alimentación con un conductor interno, un espaciador aislante y un conductor externo, una porción radiante incluyendo una porción radiante que incluye al menos una porción del conductor interno dispuesta centralmente en el mismo. La sonda también incluye una o más cargas que tienen un material dieléctrico dependiente del campo eléctrico, en el que una o más de las propiedades dieléctricas del material dieléctrico dependiente del campo eléctrico varía en respuesta al campo eléctrico proporcionado al mismo.
Se describirán a continuación realizaciones particulares de la presente invención, con referencia a los dibujos que se acompañan. En la siguiente descripción, las funciones o construcciones conocidas no se describirán en detalle para evitar la complicación de la presente invención con detalles innecesarios.
La figura 1 muestra un sistema 10 de ablación por microondas, el cual incluye una sonda 12 de ablación por microondas acoplada a un generador de microondas 14 por medio de un cable coaxial flexible 16 que está acoplado a un conector del generador 14. El generador 14 está configurado para proporcionar la energía de microondas a una frecuencia operativa aproximadamente de entre 500 MHz a 2500 MHz.
Durante la ablación por microondas, la sonda 12 se inserta en el tejido y se suministra la energía de microondas al mismo. Conforme el tejido que rodea a la sonda 12 se somete a la ablación, el tejido se somete a la desecación y desnaturalización, lo cual da lugar a una caída de la constante dieléctrica efectiva del tejido. La caída en la constante dieléctrica efectiva, a su vez, alarga la longitud de onda de la energía de microondas. Puesto que la frecuencia se mantiene constante durante la ablación, el incremento en la longitud de onda da lugar a un incremento de la frecuencia operacional. En el comienzo, la sonda 12 está en un punto de coincidencia inicial, con una frecuencia operacional predeterminada que se incrementa a una frecuencia mayor conforme continua la ablación. Así pues, para mantener la adaptación de la impedancia entre la sonda 12 y el generador 14, las propiedades de la sonda 12 se ajustan dinámicamente por medio del procedimiento. Esto se lleva a cabo mediante la modificación de la geometría y/o las propiedades dieléctricas de la sonda 12.
La figura 2 muestra una realización de la sonda 12 que incluye una línea de alimentación 26, un choque 28 y una porción 30 radiante ajustable. La línea de alimentación 26 se extiende entre el extremo distal de la sonda 12 en donde la línea de alimentación 26 está acoplada al cable 16, hacia la porción radiante 30. La línea de alimentación 26 está construida con un cable coaxial que tiene un conductor interno 20 (por ejemplo, un alambre) rodeado por un separador de aislamiento 22, el cual está rodeado entonces por un conductor externo 24 (por ejemplo, una vaina conductora cilíndrica). En una realización, la línea de alimentación 26 puede tener un diámetro de 2,16 mm (0,085 pulgadas), y el separador 22 aislante puede tener una constante dieléctrica de 1,7.
La línea de alimentación 26 puede ser flexible o semirrígida, y puede tener una longitud variable desde un extremo proximal de la porción radiante 30 a un extremo distal del cable 16 abarcando desde aproximadamente 2,54 cm a 25,40 cm (1 a 10 pulgadas). El conductor interno 20 y el conductor externo 24 pueden construirse a partir de una amplia variedad de metales y aleaciones, tales como cobre, oro, acero inoxidable, y similares. Los metales pueden seleccionarse basándose en una amplia variedad de factores, tales como la conductividad y la resistencia a la tracción. Así pues, aunque el acero inoxidable tiene una menor conductividad que el cobre y/o el oro, proporciona la resistencia necesaria para pinchar en el tejido y/o en la piel. En tales casos, los conductores interno y externo y los conectores externos 20 y 24 pueden platearse con un material conductor (por ejemplo, cobre, oro, etc.,) para mejorar la conductividad y/o la pérdida de energía.
En una realización, la línea de alimentación 26 incluye un conductor interno secundario 23, tal como se muestra en la figura 3A, que tiene una estructura tubular, la cual rodea el conductor interno 20. El conductor interno 20 está dispuesto en forma deslizable dentro del conductor interno secundario 23 (por ejemplo, se mueve dentro del conductor interno secundario 23 mientras que mantiene un contacto continuo suave con el mismo), tal como el conductor interno 20 que puede deslizarse en cualquier dirección proximal y/o distal para sintonizar el conductor interno 20 hasta una frecuencia operacional deseada. El conductor interno 20 y el conductor interno secundario 23 están en contacto electromecánico, permitiendo que el conductor 20 se deslice dentro y fuera de la línea de alimentación 26 durante la sintonía, mientras que continúa conduciendo la energía de microondas.
Tal como se muestra en la figura 3B, la línea de alimentación 3B incluye una o más ranuras 25, las cuales interactúan mecánicamente con uno o más miembros de tope (27) correspondientes dispuestos sobre el conductor interno 20. La ranura 25, puede estar dispuesta en el conductor 23 interno secundario y/o el separador aislante 22. La ranura 25 en conjunción con el miembro de tope 27 correspondiente, guía y limita el movimiento del conducto interno 20 conforme el conductor interno 20 se desliza dentro de la línea de alimentación 26. Además de ello, la combinación de la ranura 25 y el miembro de tope 25 y el miembro de tope 27 proporcionan el contacto conductor adicional entre el conductor 23 interno secundario y el conductor 20 interno. En algunas realizaciones el emplazamiento de la ranura 25 y el miembro de tope 27 pueden intercambiarse, tal como la ranura 25 que puede disponerse dentro del conductor interno 20 y en donde el miembro de tope 27 puede estar dispuesto en el conductor 23 interno secundario.
Con referencia a la figura 2, el choque 28 de la sonda 12 está dispuesto alrededor de la línea de alimentación 26, e incluye una capa de dieléctrico interno 32 y una capa conductora externa 34. El choque 28 confina la energía de microondas del generador 14 a la porción radiante 30 de la sonda 12, limitando por tanto la longitud de la zona de deposición de la energía de microondas a lo largo de la línea de alimentación 26. El choque 28 está implementado con un cortocircuito de un cuarto de onda, mediante la utilización de la capa 34 conductora externa alrededor del conductor externo 24 de la línea de alimentación 26, separado por una capa de dieléctrico 32. El choque 28 está en cortocircuito en el conductor externo 24 en el extremo proximal del choque 28 mediante una soldadura o bien otros medios. En algunas realizaciones, la longitud del choque 28 puede ser desde un cuarto de onda hasta una longitud de onda completa. El choque 28 actúa como una alta impedancia para la energía de microondas conducida hacia el lado externo de la línea de alimentación 26, limitando por tanto la deposición de la energía hacia el extremo de la sonda. En una realización, la capa dieléctrica 32 se forma a partir de un fluoropolímero tal como tetrafluoretileno, o similares, y tiene un grosor de 0,127 mm (0,005 pulgadas). La capa conductora externa 34 puede formarse a partir del material denominado como “conductor perfecto” tal como un metal altamente conductor (por ejemplo, cobre).
Tal como se muestra en la figura 3C, el choque 28 está configurado para deslizar por encima de la línea de alimentación 26 a lo largo del eje longitudinal definido por la sonda 12. El deslizamiento del choque 28 en cualquier direccion proximal y/o distal a lo largo de la línea de alimentación 26 proporciona el ajuste de la longitud de la porción radiante 30. El choque 28 incluye una ranura 33 dispuesta dentro de la capa 32 de dieléctrico. La ranura 33 está configurada para interactuar mecánicamente con un miembro de tope 35 que está dispuesto sobre el conductor externo 24. El miembro de tope 35 guía el deslizamiento del choque 28 a lo largo de la longitud de la ranura 33.
El movimiento de uno o de ambos dispositivos, es decir, el conductor interno 20 y/o el choque 28 con respecto a la línea de alimentación 26 permite el ajuste de la longitud de la porción radiante 30, tal como para ajustar el choque 28 y el conductor interno 20 para que sea de ¼ de longitud de onda conforme continúe la ablación para poder mantener el dipolo de ½ longitud de onda. El conductor interno 20, la línea de alimentación 26 y el choque 28 pueden tener unas marcas y/o indicaciones sobre los mismos, para indicar las posiciones de ajuste de la longitud de onda deseada.
En una realización, las ranuras 25 y 33 y/o los miembros de tope 27 y 35 pueden incluir uno o más retenes (no mostrados explícitamente) que proporcionan una realimentación táctil cuando el choque 28 y/o el conductor interno 20 se deslizan a lo largo de la línea de alimentación 26. Esto permite un movimiento más preciso de los componentes y de la sintonía de la porción radiante 30.
La sonda 12 incluye además un extremo ahusado 36, el cual termina en una punta 38 en el extremo distal de la porción radiante 30. El extremo ahusado 36 permite la inserción de la sonda 12 dentro del tejido con una mínima resistencia. En los casos en que la porción radiante 12 se inserte en una abertura existente, la punta 38 puede estar redondeada o bien plana. El extremo cónico 36 puede estar formado por cualquier material duro tal como un metal y/o plástico.
La figura 4 muestra otra realización de la sonda 12 de la presente invención, que tiene un choque 40 refrigerado por líquido, que incluye un armazón 42 conductor cilíndrico que tiene una cámara 44 y que define una cavidad cilíndrica 46 que rodea la línea de alimentación 26. El armazón 42 está formado por un metal conductor tal como el cobre, acero inoxidable, y/o aleaciones de los mismos. El armazón 42 incluye uno o más tubos de entrada 50, los cuales reciclan un liquido dieléctrico de refrigeración 52 (por ejemplo, agua, solución salina, y similares) a través de la cámara 44. El liquido 52 puede estar suministrado por una bomba (no mostrada explícitamente) configurada para ajustar la velocidad de flujo del líquido 52 a través de la cámara 44. Conforme se suministra el liquido 52 en el choque 40, el calor generado por la línea de alimentación 26 queda eliminado. Además de ello, los compuestos utilizados en el líquido 52 pueden ajustarse para obtener una constante dieléctrica deseada dentro del choque 28. Esto puede ser útil en las sondas de multifrecuencia permitiendo que la frecuencia de resonancia del choque 28 pueda ajustarse por el relleno de la cámara 44 con un volumen variable de fluido y/o variando la relación de aire y de líquido en su interior.
El armazón 42 incluye también un anillo “O” 54 que tiene una abertura 56 que permite que el anillo “O” 54 encaje dentro de la cámara 44. Conforme la cámara 44 se rellena con el líquido 52, el líquido 52 presiona el anillo “O” 54 en la direccion distal dentro de la cámara 44. El anillo “O” 54 encaja en las paredes de la cámara 44 en una forma substancialmente estanca contra los líquidos, impidiendo que el liquido 53 pueda filtrarse en una porción distal 58 de la cámara 44. Esto permite el ajuste selectivo o automático de la temperatura de refrigeración del choque 28 por la limitación del volumen de la cámara 44 que se esté llenando con el liquido 52.
Más específicamente, el anillo “O” 54 está formado por goma, goma de silicona y otros materiales elastómeros, tales que las fuerzas de fricción entre el anillo “O” 54 y el armazón 42 puedan mantener el anillo “O” 54 en posición hasta que el régimen el flujo del líquido 52 sea suficiente para desplazar el anillo “O” 54 en la direccion distal. En una realización, la porción distal 58 incluye unas paredes en pendiente o biseladas 60 dentro de la cámara 44. Conforme el anillo “O” 54 se presiona en la direccion distal, las paredes en pendiente 60 comprimen el anillo “O” 54, el cual requiere un incremento en el régimen del flujo del liquido 52. Esto proporciona una fuerza en sentido opuesto que presiona hacia atrás contra el flujo del liquido 52 que requiere un incremento en el régimen del flujo si se desea un llenado adicional de la cámara 44 (por ejemplo, un enfriamiento adicional del choque 28). Una vez que el líquido 52 es extraído del choque 28, el anillo “O” 54 se desplaza hacia atrás a su posición original (por ejemplo, en la direccion proximal) por la compresión de las paredes 60.
La figura 5 muestra un ejemplo adicional de la sonda 12 que tiene un material ferro-eléctrico. Más específicamente, la sonda 12 incluye una carga 70 ferro-eléctrica interna en un extremo distal de la línea de alimentación 26 y una carga 74 ferro-eléctrica externa en el extremo distal del conductor interno 20. En una realización, la carta 70 ferroeléctrica interna puede tener una longitud correspondiente a un cuarto de onda de la frecuencia de microondas y que actúa como un transformador dinámico de cuarto de onda.
Las cargas ferro-eléctricas 70 y 74 incluyen un material ferro-eléctrico tal como el circonato de plomo, titanato de plomo, titanato de bario, y similares. Los materiales ferro-eléctricos proporcionan una adaptación dinámica de la sonda 12 al tejido, debido a las propiedades dieléctricas cambiantes de tales materiales al aplicar un campo eléctrico
de corriente continua CC a través del mismo, durante la aplicación de la energía de microondas a la sonda 12, tal que el campo eléctrico de CC polarice el material ferro-eléctrico. El campo eléctrico de CC es suministrado a las cargas 70 y 74 por medio del conductor 24 y el conductor interno 20, respectivamente. Conforme se suministra el campo eléctrico de CC a las cargas 70 y 74, se puede variar la constante dieléctrica. Los signos de “+” y “-“ ilustran 5 una polaridad posible del campo eléctrico de CC dentro de la sonda 12. Conforme la longitud de onda de la frecuencia de funcionamiento se incrementa debido a la desecación del tejido, el campo eléctrico de CC que se suministra a las cargas 70 y 74 se ajustan también en consecuencia para incrementar por tanto la constante dieléctrica. Esto compensa la desintonía de la sonda 12 debido a los cambios en el tejido. En una realización, el suministro del campo eléctrico de CC (no mostrado explícitamente) puede controlarse por medio de un bucle de
10 alimentación por el generador 14, basándose en la medida de la impedancia de la sonda 12 y del cable 16 y otros métodos dentro del ámbito de los expertos en la técnica. En otra realización, el suministro de la corriente de CC puede variarse de una forma predeterminada en el tiempo, basándose en unas medidas empíricas de laboratorio.
Las realizaciones descritas de la presente invención pretenden ser ilustrativas más que restrictivas, y no pretenden
15 representar todas la realizaciones de la presente invención. Varias modificaciones y variaciones pueden ser realizadas, sin apartarse del alcance de la invención, tal y como se exponen en las siguientes reivindicaciones tanto literalmente como equivalentes reconocidas por ley.

Claims (9)

  1. REIVINDICACIONES
    1. Una sonda de ablación por microondas (12) para proporcionar energía de microondas al tejido, la sonda (12) comprendiendo:
    una línea de alimentación (26) que incluye un conductor interno (20), un conductor secundario interno (23), un separador aislante (22) y un conductor externo (24); y una porción radiante (30) que incluye al menos una porción del conductor interno (20) dispuesto centralmente en el mismo;
    10 incluyendo además:
    un choque (28) dispuesto de manera deslizante alrededor de al menos una porción de la línea de alimentación (26), y configurado para confinar la energía de microondas en la porción radiante (30), el choque incluyendo una capa dieléctrica interna (32) y una capa conductora externa (34), en la que el
    15 movimiento longitudinal del choque (28) en relación con la línea de alimentación (26) sintoniza la porción radiante (30),
    caracterizada por que
    el conductor interno (20) está dispuesto de manera deslizante dentro del conductor secundario interno
    (23) para permitir al conductor interno (20) deslizarse dentro y fuera de la línea de alimentación (26) 20 durante la sintonización mientras que continúa conduciendo la energía de microondas.
  2. 2.
    Una sonda de ablación por microondas (12) de acuerdo con la reivindicación 1, en la que el conductor secundario interno (23) incluye al menos una ranura (25) y el conductor interno (20) incluye un miembro de tope (27) correspondiente configurado para interactuar mecánicamente con al menos una ranura (25).
  3. 3.
    Una sonda de ablación por microondas (12) de acuerdo con la reivindicación 1 ó con la reivindicación 2, en la que el conductor interno (20) incluye indicios indicativos de una posición de longitud de onda deseada.
  4. 4.
    Una sonda de ablación por microondas (12) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones precedentes,
    30 en la que el choque (28) incluye una ranura (33) dispuesta dentro de la capa dieléctrica (32), estando la ranura (33) configurada para interactuar mecánicamente con un miembro de tope (35) que está en el conductor externo (24).
  5. 5. Una sonda de ablación por microondas (12) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones precedentes,
    35 en la que la línea de alimentación (26) incluye al menos un indicio indicativo de una posición de longitud de onda deseada.
  6. 6. Una sonda de ablación por microondas (12) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones precedentes,
    que incluye además un extremo cónico (36) que tiene una punta (38) dispuesta en un extremo distal de la porción 40 radiante (30).
  7. 7. Una sonda de ablación por microondas (12) de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en la que el choque (28) incluye al menos un indicio en el mismo para indicar una posición de ajuste de la longitud de onda deseada.
  8. 8. Una sonda de ablación por microondas (12) de acuerdo con la reivindicación 2 ó una cualquiera de las reivindicaciones 3 a 7, como dependientes de la reivindicación 2, en la que al menos una ranura (25, 33) y/o un miembro de tope (27, 35) incluye uno o más retenes que proporcionan una realimentación táctil cuando el conductor interno (20) se desliza a lo largo de la línea de alimentación (26).
  9. 9. Una sonda de ablación por microondas (12) de acuerdo con la reivindicación 4 ó una cualquiera de las reivindicaciones 5 a 8, cuando comprendiendo las características de la reivindicación 4, en la que al menos una ranura (25, 33) y/o un miembro de tope (27, 35) incluye uno o más retenes que proporcionan realimentación táctil cuando el choque (28) se desliza a lo largo de la línea de alimentación.
ES10161722T 2007-11-16 2008-11-14 Antena de mircroondas adaptada dinámicamente para la ablación de tejidos Active ES2394567T3 (es)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US265024 1994-06-24
US98869907P 2007-11-16 2007-11-16
US988699P 2007-11-16
US12/265,024 US8280525B2 (en) 2007-11-16 2008-11-05 Dynamically matched microwave antenna for tissue ablation

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2394567T3 true ES2394567T3 (es) 2013-02-01

Family

ID=40242540

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES10161722T Active ES2394567T3 (es) 2007-11-16 2008-11-14 Antena de mircroondas adaptada dinámicamente para la ablación de tejidos

Country Status (6)

Country Link
US (4) US8280525B2 (es)
EP (3) EP2060239B1 (es)
AU (1) AU2008245612B2 (es)
CA (1) CA2643958A1 (es)
DE (1) DE602008004292D1 (es)
ES (1) ES2394567T3 (es)

Families Citing this family (49)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20080221650A1 (en) * 2006-08-04 2008-09-11 Turner Paul F Microwave applicator with adjustable heating length
US8280525B2 (en) 2007-11-16 2012-10-02 Vivant Medical, Inc. Dynamically matched microwave antenna for tissue ablation
US8292880B2 (en) 2007-11-27 2012-10-23 Vivant Medical, Inc. Targeted cooling of deployable microwave antenna
US8945111B2 (en) * 2008-01-23 2015-02-03 Covidien Lp Choked dielectric loaded tip dipole microwave antenna
US8059059B2 (en) * 2008-05-29 2011-11-15 Vivant Medical, Inc. Slidable choke microwave antenna
US8343149B2 (en) * 2008-06-26 2013-01-01 Vivant Medical, Inc. Deployable microwave antenna for treating tissue
US8211098B2 (en) 2008-08-25 2012-07-03 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna assembly having a dielectric body portion with radial partitions of dielectric material
US8292881B2 (en) 2009-05-27 2012-10-23 Vivant Medical, Inc. Narrow gauge high strength choked wet tip microwave ablation antenna
WO2011034938A2 (en) * 2009-09-15 2011-03-24 Ceramoptec Industries, Inc. Ablative/coagulative urological treatment device and method
US8355803B2 (en) 2009-09-16 2013-01-15 Vivant Medical, Inc. Perfused core dielectrically loaded dipole microwave antenna probe
US8343145B2 (en) 2009-09-28 2013-01-01 Vivant Medical, Inc. Microwave surface ablation using conical probe
US20110125148A1 (en) * 2009-11-17 2011-05-26 Turner Paul F Multiple Frequency Energy Supply and Coagulation System
US8551083B2 (en) 2009-11-17 2013-10-08 Bsd Medical Corporation Microwave coagulation applicator and system
US8414570B2 (en) * 2009-11-17 2013-04-09 Bsd Medical Corporation Microwave coagulation applicator and system
US9993294B2 (en) * 2009-11-17 2018-06-12 Perseon Corporation Microwave coagulation applicator and system with fluid injection
US8491579B2 (en) * 2010-02-05 2013-07-23 Covidien Lp Electrosurgical devices with choke shorted to biological tissue
US8617153B2 (en) 2010-02-26 2013-12-31 Covidien Lp Tunable microwave ablation probe
US8777939B2 (en) * 2010-02-26 2014-07-15 Covidien Lp Self-tuning microwave ablation probe
US8409188B2 (en) * 2010-03-26 2013-04-02 Covidien Lp Ablation devices with adjustable radiating section lengths, electrosurgical systems including same, and methods of adjusting ablation fields using same
US10039601B2 (en) 2010-03-26 2018-08-07 Covidien Lp Ablation devices with adjustable radiating section lengths, electrosurgical systems including same, and methods of adjusting ablation fields using same
US9192436B2 (en) 2010-05-25 2015-11-24 Covidien Lp Flow rate verification monitor for fluid-cooled microwave ablation probe
US8740893B2 (en) 2010-06-30 2014-06-03 Covidien Lp Adjustable tuning of a dielectrically loaded loop antenna
US9532828B2 (en) * 2010-11-29 2017-01-03 Medtronic Ablation Frontiers Llc System and method for adaptive RF ablation
JP2014516614A (ja) 2011-04-08 2014-07-17 コビディエン エルピー 自然管腔又は人口管腔のための可撓性マイクロ波カテーテル
US9375274B2 (en) 2012-01-05 2016-06-28 Covidien Lp Ablation systems, probes, and methods for reducing radiation from an ablation probe into the environment
WO2013123232A1 (en) * 2012-02-14 2013-08-22 Georgia Tech Research Corporation Systems and methods for microwave jamming of molecular recognition
EP2831604B1 (en) 2012-03-31 2019-10-16 Microcube, LLC Returned power for microwave applications
CN102688094B (zh) * 2012-06-06 2014-07-23 王建新 一种冷尖温控裂隙式微波消融辐射器
US9901398B2 (en) * 2012-06-29 2018-02-27 Covidien Lp Microwave antenna probes
US9375252B2 (en) 2012-08-02 2016-06-28 Covidien Lp Adjustable length and/or exposure electrodes
GB201312416D0 (en) * 2013-07-11 2013-08-28 Creo Medical Ltd Electrosurgical Device
US10765477B2 (en) * 2014-03-10 2020-09-08 Wisconsin Alumni Research Foundation Microwave ablation antenna system
US10624697B2 (en) 2014-08-26 2020-04-21 Covidien Lp Microwave ablation system
JP7191694B2 (ja) * 2015-09-30 2022-12-19 ジ・エ・エッメ・エッセ・エッレ・エッレ 組織を電磁アブレーションするデバイス
GB2550537B (en) 2016-02-11 2018-04-04 Gyrus Medical Ltd Microwave ablation antenna assemblies
GB2551339B (en) * 2016-06-13 2021-12-08 Creo Medical Ltd Electrosurgical device with integrated microwave source
US20180138597A1 (en) * 2016-11-14 2018-05-17 Amphenol Antenna Solutions, Inc. Sleeve monopole antenna with spatially variable dielectric loading
US10290943B2 (en) * 2016-11-14 2019-05-14 Amphenol Antenna Solutions, Inc. Sleeve monopole antenna with spatially variable dielectric loading
US10707058B2 (en) * 2017-04-11 2020-07-07 Applied Materials, Inc. Symmetric and irregular shaped plasmas using modular microwave sources
EP3441034A1 (en) * 2017-08-09 2019-02-13 National University of Ireland Galway A microwave ablation probe
US10707581B2 (en) 2018-01-03 2020-07-07 Wisconsin Alumni Research Foundation Dipole antenna for microwave ablation
US11730537B2 (en) * 2018-11-13 2023-08-22 Intuitive Surgical Operations, Inc. Cooled chokes for ablation systems and methods of use
GB2579561B (en) * 2018-12-03 2022-10-19 Creo Medical Ltd Electrosurgical instrument
GB2583715A (en) * 2019-04-30 2020-11-11 Creo Medical Ltd Electrosurgical system
CN111012483B (zh) * 2019-12-31 2021-12-17 华南理工大学 一种基于螺旋缝隙结构的微波消融天线
US12064174B2 (en) * 2020-01-31 2024-08-20 Hepta Medical SAS Systems and methods for tissue ablation and measurements relating to the same
FR3110251B1 (fr) * 2020-05-15 2022-05-13 Supersonic Imagine Sonde avec chambre de refroidissement
WO2025094089A1 (en) 2023-10-31 2025-05-08 Hepta Medical SAS Systems for adaptive ablation volume prediction based on tissue temperature measurements and anatomical segmentation
CN118021433B (zh) * 2024-03-08 2025-05-09 江南大学 一种靶向脑胶质瘤等离子体治疗设备

Family Cites Families (204)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE390937C (de) 1922-10-13 1924-03-03 Adolf Erb Vorrichtung zur Innenbeheizung von Wannenoefen zum Haerten, Anlassen, Gluehen, Vergueten und Schmelzen
DE1099658B (de) 1959-04-29 1961-02-16 Siemens Reiniger Werke Ag Selbsttaetige Einschaltvorrichtung fuer Hochfrequenzchirurgiegeraete
FR1275415A (fr) 1960-09-26 1961-11-10 Dispositif détecteur de perturbations pour installations électriques, notamment d'électrochirurgie
DE1139927B (de) 1961-01-03 1962-11-22 Friedrich Laber Hochfrequenz-Chirurgiegeraet
DE1149832C2 (de) 1961-02-25 1977-10-13 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Hochfrequenz-chirurgieapparat
FR1347865A (fr) 1962-11-22 1964-01-04 Perfectionnements aux appareils de diathermo-coagulation
DE1439302B2 (de) 1963-10-26 1971-05-19 Siemens AG, 1000 Berlin u 8000 München Hochfrequenz Chirurgiegerat
US3631363A (en) * 1969-11-14 1971-12-28 Gen Electric High-frequency cavity oscillator having improved tuning means
SU401367A1 (ru) 1971-10-05 1973-10-12 Тернопольский государственный медицинский институт Биактивный электрохирургическнп инструмент
FR2235669A1 (en) 1973-07-07 1975-01-31 Lunacek Boris Gynaecological sterilisation instrument - has hollow electrode protruding from the end of a curved ended tube
GB1480736A (en) 1973-08-23 1977-07-20 Matburn Ltd Electrodiathermy apparatus
DE2455174A1 (de) 1973-11-21 1975-05-22 Termiflex Corp Ein/ausgabegeraet zum datenaustausch mit datenverarbeitungseinrichtungen
DE2407559C3 (de) 1974-02-16 1982-01-21 Dornier System Gmbh, 7990 Friedrichshafen Wärmesonde
DE2415263A1 (de) 1974-03-29 1975-10-02 Aesculap Werke Ag Chirurgische hf-koagulationssonde
DE2429021C2 (de) 1974-06-18 1983-12-08 Erbe Elektromedizin GmbH, 7400 Tübingen Fernschalteinrichtung für ein HF-Chirurgiegerät
FR2276027A1 (fr) 1974-06-25 1976-01-23 Medical Plastics Inc Raccordement electrique pour electrode plane
DE2460481A1 (de) 1974-12-20 1976-06-24 Delma Elektro Med App Elektrodenhandgriff zur handfernschaltung eines hochfrequenz-chirurgiegeraets
US4237887A (en) 1975-01-23 1980-12-09 Valleylab, Inc. Electrosurgical device
DE2504280C3 (de) 1975-02-01 1980-08-28 Hans Heinrich Prof. Dr. 8035 Gauting Meinke Vorrichtung zum Schneiden und/oder Koagulieren menschlichen Gewebes mit Hochfrequenzstrom
CA1064581A (en) 1975-06-02 1979-10-16 Stephen W. Andrews Pulse control circuit and method for electrosurgical units
FR2315286A2 (fr) 1975-06-26 1977-01-21 Lamidey Marcel Pince a dissequer, hemostatique, haute frequence
DE2540968C2 (de) 1975-09-13 1982-12-30 Erbe Elektromedizin GmbH, 7400 Tübingen Einrichtung zum Einschalten des Koagulationsstroms einer bipolaren Koagulationspinzette
FR2390968A1 (fr) 1977-05-16 1978-12-15 Skovajsa Joseph Dispositif de traitement local d'un patient, notamment pour acupuncture ou auriculotherapie
SU727201A2 (ru) 1977-11-02 1980-04-15 Киевский Научно-Исследовательский Институт Нейрохирургии Электрохирургический аппарат
DE2803275C3 (de) 1978-01-26 1980-09-25 Aesculap-Werke Ag Vormals Jetter & Scheerer, 7200 Tuttlingen Fernschalteinrichtung zum Schalten eines monopolaren HF-Chirurgiegerätes
DE2823291A1 (de) 1978-05-27 1979-11-29 Rainer Ing Grad Koch Schaltung zur automatischen einschaltung des hochfrequenzstromes von hochfrequenz-koagulationsgeraeten
DE2946728A1 (de) 1979-11-20 1981-05-27 Erbe Elektromedizin GmbH & Co KG, 7400 Tübingen Hochfrequenz-chirurgiegeraet
US4462412A (en) * 1980-04-02 1984-07-31 Bsd Medical Corporation Annular electromagnetic radiation applicator for biological tissue, and method
US5097844A (en) * 1980-04-02 1992-03-24 Bsd Medical Corporation Hyperthermia apparatus having three-dimensional focusing
US4798215A (en) * 1984-03-15 1989-01-17 Bsd Medical Corporation Hyperthermia apparatus
JPS5778844A (en) 1980-11-04 1982-05-17 Kogyo Gijutsuin Lasre knife
DE3045996A1 (de) 1980-12-05 1982-07-08 Medic Eschmann Handelsgesellschaft für medizinische Instrumente mbH, 2000 Hamburg Elektro-chirurgiegeraet
FR2502935B1 (fr) 1981-03-31 1985-10-04 Dolley Roger Procede et dispositif de controle de la coagulation de tissus a l'aide d'un courant a haute frequence
DE3120102A1 (de) 1981-05-20 1982-12-09 F.L. Fischer GmbH & Co, 7800 Freiburg Anordnung zur hochfrequenzkoagulation von eiweiss fuer chirurgische zwecke
US4397313A (en) * 1981-08-03 1983-08-09 Clini-Therm Corporation Multiple microwave applicator system and method for microwave hyperthermia treatment
FR2517953A1 (fr) 1981-12-10 1983-06-17 Alvar Electronic Appareil diaphanometre et son procede d'utilisation
FR2546409B1 (fr) * 1983-05-26 1988-05-13 Cgr Mev Appareil d'hyperthermie
FR2573301B3 (fr) 1984-11-16 1987-04-30 Lamidey Gilles Pince chirurgicale et son appareillage de commande et de controle
DE3510586A1 (de) 1985-03-23 1986-10-02 Erbe Elektromedizin GmbH, 7400 Tübingen Kontrolleinrichtung fuer ein hochfrequenz-chirurgiegeraet
DE3604823C2 (de) 1986-02-15 1995-06-01 Lindenmeier Heinz Hochfrequenzgenerator mit automatischer Leistungsregelung für die Hochfrequenzchirurgie
JPH055106Y2 (es) 1986-02-28 1993-02-09
EP0246350A1 (de) 1986-05-23 1987-11-25 Erbe Elektromedizin GmbH. Koagulationselektrode
JPH0540112Y2 (es) 1987-03-03 1993-10-12
DE3711511C1 (de) 1987-04-04 1988-06-30 Hartmann & Braun Ag Verfahren zur Bestimmung der Gaskonzentrationen in einem Gasgemisch und Sensor zur Messung der Waermeleitfaehigkeit
DE8712328U1 (de) 1987-09-11 1988-02-18 Jakoubek, Franz, 7201 Emmingen-Liptingen Endoskopiezange
WO1989011311A1 (en) * 1988-05-18 1989-11-30 Kasevich Associates, Inc. Microwave balloon angioplasty
US4945912A (en) * 1988-11-25 1990-08-07 Sensor Electronics, Inc. Catheter with radiofrequency heating applicator
DE3904558C2 (de) 1989-02-15 1997-09-18 Lindenmeier Heinz Automatisch leistungsgeregelter Hochfrequenzgenerator für die Hochfrequenz-Chirurgie
US5188122A (en) * 1989-06-20 1993-02-23 Rocket Of London Limited Electromagnetic energy generation method
DE3942998C2 (de) 1989-12-27 1998-11-26 Delma Elektro Med App Elektrochirurgisches Hochfrequenzgerät
US5221269A (en) 1990-10-15 1993-06-22 Cook Incorporated Guide for localizing a nonpalpable breast lesion
US5417210A (en) * 1992-05-27 1995-05-23 International Business Machines Corporation System and method for augmentation of endoscopic surgery
DE4122050C2 (de) 1991-07-03 1996-05-30 Gore W L & Ass Gmbh Antennenanordnung mit Zuleitung zur medizinischen Wärmeapplikation in Körperhohlräumen
US5688269A (en) * 1991-07-10 1997-11-18 Electroscope, Inc. Electrosurgical apparatus for laparoscopic and like procedures
US5662647A (en) * 1991-07-22 1997-09-02 Transamerican Technologies International Electrode assembly for electrosurgical instrument
US5366477A (en) 1991-10-17 1994-11-22 American Cyanamid Company Actuating forces transmission link and assembly for use in surgical instruments
DE4238263A1 (en) 1991-11-15 1993-05-19 Minnesota Mining & Mfg Adhesive comprising hydrogel and crosslinked polyvinyl:lactam - is used in electrodes for biomedical application providing low impedance and good mechanical properties when water and/or moisture is absorbed from skin
DE4205213A1 (de) 1992-02-20 1993-08-26 Delma Elektro Med App Hochfrequenzchirurgiegeraet
FR2687786B1 (fr) 1992-02-26 1994-05-06 Pechiney Recherche Mesure de la resistivite electrique et de la conductivite thermique a haute temperature de produits refractaires.
US5300068A (en) * 1992-04-21 1994-04-05 St. Jude Medical, Inc. Electrosurgical apparatus
US5275597A (en) * 1992-05-18 1994-01-04 Baxter International Inc. Percutaneous transluminal catheter and transmitter therefor
CA2094220A1 (en) 1992-05-21 1993-11-22 Mark A. Rydell Surgical scissors with bipolar coagulation feature
US5248312A (en) * 1992-06-01 1993-09-28 Sensor Electronics, Inc. Liquid metal-filled balloon
DE4303882C2 (de) 1993-02-10 1995-02-09 Kernforschungsz Karlsruhe Kombinationsinstrument zum Trennen und Koagulieren für die minimal invasive Chirurgie
GB9309142D0 (en) 1993-05-04 1993-06-16 Gyrus Medical Ltd Laparoscopic instrument
US5405346A (en) * 1993-05-14 1995-04-11 Fidus Medical Technology Corporation Tunable microwave ablation catheter
US5693082A (en) * 1993-05-14 1997-12-02 Fidus Medical Technology Corporation Tunable microwave ablation catheter system and method
US5364392A (en) * 1993-05-14 1994-11-15 Fidus Medical Technology Corporation Microwave ablation catheter system with impedance matching tuner and method
GB9322464D0 (en) 1993-11-01 1993-12-22 Gyrus Medical Ltd Electrosurgical apparatus
DE4339049C2 (de) 1993-11-16 2001-06-28 Erbe Elektromedizin Einrichtung zur Konfiguration chirurgischer Systeme
US5505730A (en) * 1994-06-24 1996-04-09 Stuart D. Edwards Thin layer ablation apparatus
GB9413070D0 (en) 1994-06-29 1994-08-17 Gyrus Medical Ltd Electrosurgical apparatus
GB9425781D0 (en) 1994-12-21 1995-02-22 Gyrus Medical Ltd Electrosurgical instrument
US5611798A (en) * 1995-03-02 1997-03-18 Eggers; Philip E. Resistively heated cutting and coagulating surgical instrument
US5683382A (en) * 1995-05-15 1997-11-04 Arrow International Investment Corp. Microwave antenna catheter
US6293942B1 (en) 1995-06-23 2001-09-25 Gyrus Medical Limited Electrosurgical generator method
US6019757A (en) * 1995-07-07 2000-02-01 Target Therapeutics, Inc. Endoluminal electro-occlusion detection apparatus and method
US6496738B2 (en) * 1995-09-06 2002-12-17 Kenneth L. Carr Dual frequency microwave heating apparatus
DE19608716C1 (de) 1996-03-06 1997-04-17 Aesculap Ag Bipolares chirurgisches Faßinstrument
US6047216A (en) * 1996-04-17 2000-04-04 The United States Of America Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Endothelium preserving microwave treatment for atherosclerosis
WO1997041924A1 (en) 1996-05-06 1997-11-13 Thermal Therapeutics, Inc. Transcervical intrauterine applicator for intrauterine hyperthermia
WO1997043971A2 (en) 1996-05-22 1997-11-27 Somnus Medical Technologies, Inc. Method and apparatus for ablating turbinates
US5861021A (en) * 1996-06-17 1999-01-19 Urologix Inc Microwave thermal therapy of cardiac tissue
US5776176A (en) * 1996-06-17 1998-07-07 Urologix Inc. Microwave antenna for arterial for arterial microwave applicator
US5800494A (en) * 1996-08-20 1998-09-01 Fidus Medical Technology Corporation Microwave ablation catheters having antennas with distal fire capabilities
DE29616210U1 (de) 1996-09-18 1996-11-14 Olympus Winter & Ibe Gmbh, 22045 Hamburg Handhabe für chirurgische Instrumente
DE19643127A1 (de) 1996-10-18 1998-04-23 Berchtold Gmbh & Co Geb Hochfrequenzchirurgiegerät und Verfahren zu dessen Betrieb
US5923475A (en) 1996-11-27 1999-07-13 Eastman Kodak Company Laser printer using a fly's eye integrator
US5931807A (en) * 1997-04-10 1999-08-03 Sonique Surgical Systems, Inc. Microwave-assisted liposuction apparatus
DE19717411A1 (de) 1997-04-25 1998-11-05 Aesculap Ag & Co Kg Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung der thermischen Belastung des Gewebes eines Patienten
US6591049B2 (en) 1997-07-02 2003-07-08 Lumitex, Inc. Light delivery systems and applications thereof
US6200312B1 (en) * 1997-09-11 2001-03-13 Vnus Medical Technologies, Inc. Expandable vein ligator catheter having multiple electrode leads
DE19751108A1 (de) 1997-11-18 1999-05-20 Beger Frank Michael Dipl Desig Elektrochirurgisches Operationswerkzeug
US6031375A (en) * 1997-11-26 2000-02-29 The Johns Hopkins University Method of magnetic resonance analysis employing cylindrical coordinates and an associated apparatus
EP0923907A1 (en) 1997-12-19 1999-06-23 Gyrus Medical Limited An electrosurgical instrument
DE19801173C1 (de) 1998-01-15 1999-07-15 Kendall Med Erzeugnisse Gmbh Klemmverbinder für Filmelektroden
GB9807303D0 (en) 1998-04-03 1998-06-03 Gyrus Medical Ltd An electrode assembly for an electrosurgical instrument
US6383183B1 (en) * 1998-04-09 2002-05-07 Olympus Optical Co., Ltd. High frequency treatment apparatus
US6508815B1 (en) * 1998-05-08 2003-01-21 Novacept Radio-frequency generator for powering an ablation device
DE19848540A1 (de) 1998-10-21 2000-05-25 Reinhard Kalfhaus Schaltungsanordnung und Verfahren zum Betreiben eines Wechselrichters
US6451015B1 (en) 1998-11-18 2002-09-17 Sherwood Services Ag Method and system for menu-driven two-dimensional display lesion generator
US7070595B2 (en) * 1998-12-14 2006-07-04 Medwaves, Inc. Radio-frequency based catheter system and method for ablating biological tissues
US7594913B2 (en) * 1998-12-14 2009-09-29 Medwaves, Inc. Radio-frequency based catheter system and method for ablating biological tissues
US6233490B1 (en) * 1999-02-09 2001-05-15 Kai Technologies, Inc. Microwave antennas for medical hyperthermia, thermotherapy and diagnosis
US6427089B1 (en) 1999-02-19 2002-07-30 Edward W. Knowlton Stomach treatment apparatus and method
GB9904373D0 (en) 1999-02-25 1999-04-21 Microsulis Plc Radiation applicator
GB9905210D0 (en) 1999-03-05 1999-04-28 Gyrus Medical Ltd Electrosurgical system
US6398781B1 (en) * 1999-03-05 2002-06-04 Gyrus Medical Limited Electrosurgery system
US6582427B1 (en) * 1999-03-05 2003-06-24 Gyrus Medical Limited Electrosurgery system
US6287297B1 (en) 1999-03-05 2001-09-11 Plc Medical Systems, Inc. Energy delivery system and method for performing myocardial revascular
GB9905209D0 (en) 1999-03-05 1999-04-28 Gyrus Medical Ltd Electrosurgery system
US20020022836A1 (en) * 1999-03-05 2002-02-21 Gyrus Medical Limited Electrosurgery system
US6375606B1 (en) * 1999-03-17 2002-04-23 Stereotaxis, Inc. Methods of and apparatus for treating vascular defects
US6325796B1 (en) * 1999-05-04 2001-12-04 Afx, Inc. Microwave ablation instrument with insertion probe
US7226446B1 (en) 1999-05-04 2007-06-05 Dinesh Mody Surgical microwave ablation assembly
GB9911954D0 (en) 1999-05-21 1999-07-21 Gyrus Medical Ltd Electrosurgery system and instrument
GB9911956D0 (en) 1999-05-21 1999-07-21 Gyrus Medical Ltd Electrosurgery system and method
GB9912625D0 (en) 1999-05-28 1999-07-28 Gyrus Medical Ltd An electrosurgical generator and system
GB9912627D0 (en) 1999-05-28 1999-07-28 Gyrus Medical Ltd An electrosurgical instrument
GB9913652D0 (en) 1999-06-11 1999-08-11 Gyrus Medical Ltd An electrosurgical generator
US6287302B1 (en) * 1999-06-14 2001-09-11 Fidus Medical Technology Corporation End-firing microwave ablation instrument with horn reflection device
US6306132B1 (en) * 1999-06-17 2001-10-23 Vivant Medical Modular biopsy and microwave ablation needle delivery apparatus adapted to in situ assembly and method of use
AU4969799A (en) 1999-07-06 2001-01-22 Inbae Yoon Penetrating endoscope and endoscopic surgical instrument with cmos image sensor and display
US20050222558A1 (en) * 1999-07-14 2005-10-06 Cardiofocus, Inc. Methods of cardiac ablation employing a deflectable sheath catheter
US6347251B1 (en) * 1999-12-23 2002-02-12 Tianquan Deng Apparatus and method for microwave hyperthermia and acupuncture
US6758846B2 (en) * 2000-02-08 2004-07-06 Gyrus Medical Limited Electrosurgical instrument and an electrosurgery system including such an instrument
WO2001064124A1 (en) * 2000-03-01 2001-09-07 Surgical Navigation Technologies, Inc. Multiple cannula image guided tool for image guided procedures
NZ522128A (en) 2000-03-31 2003-08-29 Rita Medical Systems Inc Tissue biopsy and treatment apparatus and method
US6471696B1 (en) * 2000-04-12 2002-10-29 Afx, Inc. Microwave ablation instrument with a directional radiation pattern
US6673068B1 (en) * 2000-04-12 2004-01-06 Afx, Inc. Electrode arrangement for use in a medical instrument
DE10027727C1 (de) 2000-06-03 2001-12-06 Aesculap Ag & Co Kg Scheren- oder zangenförmiges chirurgisches Instrument
US6699241B2 (en) * 2000-08-11 2004-03-02 Northeastern University Wide-aperture catheter-based microwave cardiac ablation antenna
US6866624B2 (en) 2000-12-08 2005-03-15 Medtronic Ave,Inc. Apparatus and method for treatment of malignant tumors
US6603994B2 (en) * 2000-12-28 2003-08-05 Scimed Life Systems, Inc. Apparatus and method for internally inducing a magnetic field in an aneurysm to embolize aneurysm with magnetically-controllable substance
US20020087151A1 (en) * 2000-12-29 2002-07-04 Afx, Inc. Tissue ablation apparatus with a sliding ablation instrument and method
ITPI20010006A1 (it) * 2001-01-31 2002-07-31 Cnr Consiglio Naz Delle Ricer Antenna interstiziale con choke miniaturizzato per applicazioni di ipertemia a microonde in medicina e chirurgia
EP1429676A4 (en) * 2001-09-19 2007-10-24 Urologix Inc MICROWAVE FREQUENCY ABLATION DEVICE
US6878147B2 (en) * 2001-11-02 2005-04-12 Vivant Medical, Inc. High-strength microwave antenna assemblies
US7194297B2 (en) * 2001-11-13 2007-03-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Impedance-matching apparatus and construction for intravascular device
US7197363B2 (en) 2002-04-16 2007-03-27 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna having a curved configuration
DE10224154A1 (de) 2002-05-27 2003-12-18 Celon Ag Medical Instruments Vorrichtung zum elektrochirurgischen Veröden von Körpergewebe
GB2390545B (en) * 2002-07-09 2005-04-20 Barts & London Nhs Trust Hollow organ probe
WO2004052169A2 (en) * 2002-09-27 2004-06-24 The Trustees Of Dartmouth College Imaging by magnetic resonance adsorption, elastography and tomography
US7697972B2 (en) * 2002-11-19 2010-04-13 Medtronic Navigation, Inc. Navigation system for cardiac therapies
JP2004290266A (ja) * 2003-03-25 2004-10-21 Olympus Corp 処置装置
DE10328514B3 (de) 2003-06-20 2005-03-03 Aesculap Ag & Co. Kg Chirurgisches Instrument
GB2403148C2 (en) 2003-06-23 2013-02-13 Microsulis Ltd Radiation applicator
US7311703B2 (en) 2003-07-18 2007-12-25 Vivant Medical, Inc. Devices and methods for cooling microwave antennas
FR2862813B1 (fr) 2003-11-20 2006-06-02 Pellenc Sa Procede de chargement equilibre d'une batterie lithium-ion ou lithium polymere
FR2864439B1 (fr) 2003-12-30 2010-12-03 Image Guided Therapy Dispositif de traitement d'un volume de tissu biologique par hyperthermie localisee
JP2005268312A (ja) 2004-03-16 2005-09-29 Semiconductor Leading Edge Technologies Inc レジスト除去方法及びそれを用いて製造した半導体装置
US7101369B2 (en) * 2004-04-29 2006-09-05 Wisconsin Alumni Research Foundation Triaxial antenna for microwave tissue ablation
US7467015B2 (en) * 2004-04-29 2008-12-16 Neuwave Medical, Inc. Segmented catheter for tissue ablation
DE102004022206B4 (de) 2004-05-04 2006-05-11 Bundesrepublik Deutschland, vertr. d. d. Bundesministerium für Wirtschaft und Arbeit, dieses vertr. d. d. Präsidenten der Physikalisch-Technischen Bundesanstalt Sensor und Sensoranordnung zur Messung der Wärmeleitfähigkeit einer Probe
WO2006138382A2 (en) * 2005-06-14 2006-12-28 Micrablate, Llc Microwave tissue resection tool
DE202005015147U1 (de) 2005-09-26 2006-02-09 Health & Life Co., Ltd., Chung-Ho Biosensor-Teststreifen mit Identifizierfunktion
US7565207B2 (en) * 2005-11-22 2009-07-21 Bsd Medical Corporation Apparatus for creating hyperthermia in tissue
US8882766B2 (en) 2006-01-24 2014-11-11 Covidien Ag Method and system for controlling delivery of energy to divide tissue
US7826904B2 (en) * 2006-02-07 2010-11-02 Angiodynamics, Inc. Interstitial microwave system and method for thermal treatment of diseases
WO2007112081A1 (en) 2006-03-24 2007-10-04 Micrablate Transmission line with heat transfer ability
EP3756604A1 (en) * 2006-05-12 2020-12-30 Vytronus, Inc. Device for ablating body tissue
US20070282320A1 (en) * 2006-05-30 2007-12-06 Sherwood Services Ag System and method for controlling tissue heating rate prior to cellular vaporization
US8211099B2 (en) 2007-01-31 2012-07-03 Tyco Healthcare Group Lp Thermal feedback systems and methods of using the same
US8280525B2 (en) 2007-11-16 2012-10-02 Vivant Medical, Inc. Dynamically matched microwave antenna for tissue ablation
US8292880B2 (en) 2007-11-27 2012-10-23 Vivant Medical, Inc. Targeted cooling of deployable microwave antenna
US8945111B2 (en) 2008-01-23 2015-02-03 Covidien Lp Choked dielectric loaded tip dipole microwave antenna
US7642451B2 (en) 2008-01-23 2010-01-05 Vivant Medical, Inc. Thermally tuned coaxial cable for microwave antennas
US8435237B2 (en) 2008-01-29 2013-05-07 Covidien Lp Polyp encapsulation system and method
US8262703B2 (en) 2008-01-31 2012-09-11 Vivant Medical, Inc. Medical device including member that deploys in a spiral-like configuration and method
US8353902B2 (en) 2008-01-31 2013-01-15 Vivant Medical, Inc. Articulating ablation device and method
US8221418B2 (en) 2008-02-07 2012-07-17 Tyco Healthcare Group Lp Endoscopic instrument for tissue identification
US8965536B2 (en) 2008-03-03 2015-02-24 Covidien Lp Intracooled percutaneous microwave ablation probe
US9949794B2 (en) 2008-03-27 2018-04-24 Covidien Lp Microwave ablation devices including expandable antennas and methods of use
US9198723B2 (en) 2008-03-31 2015-12-01 Covidien Lp Re-hydration antenna for ablation
US8246614B2 (en) 2008-04-17 2012-08-21 Vivant Medical, Inc. High-strength microwave antenna coupling
US8059059B2 (en) 2008-05-29 2011-11-15 Vivant Medical, Inc. Slidable choke microwave antenna
US8192427B2 (en) 2008-06-09 2012-06-05 Tyco Healthcare Group Lp Surface ablation process with electrode cooling methods
US9271796B2 (en) 2008-06-09 2016-03-01 Covidien Lp Ablation needle guide
US8343149B2 (en) 2008-06-26 2013-01-01 Vivant Medical, Inc. Deployable microwave antenna for treating tissue
US8834409B2 (en) 2008-07-29 2014-09-16 Covidien Lp Method for ablation volume determination and geometric reconstruction
US20100030206A1 (en) 2008-07-29 2010-02-04 Brannan Joseph D Tissue Ablation System With Phase-Controlled Channels
US9700366B2 (en) 2008-08-01 2017-07-11 Covidien Lp Polyphase electrosurgical system and method
US8182480B2 (en) 2008-08-19 2012-05-22 Tyco Healthcare Group Lp Insulated tube for suction coagulator
US8211098B2 (en) 2008-08-25 2012-07-03 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna assembly having a dielectric body portion with radial partitions of dielectric material
US9173706B2 (en) 2008-08-25 2015-11-03 Covidien Lp Dual-band dipole microwave ablation antenna
US20100045559A1 (en) 2008-08-25 2010-02-25 Vivant Medical, Inc. Dual-Band Dipole Microwave Ablation Antenna
US8251987B2 (en) 2008-08-28 2012-08-28 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna
US8394086B2 (en) 2008-09-03 2013-03-12 Vivant Medical, Inc. Microwave shielding apparatus
US20100076422A1 (en) 2008-09-24 2010-03-25 Tyco Healthcare Group Lp Thermal Treatment of Nucleus Pulposus
US20100087808A1 (en) 2008-10-03 2010-04-08 Vivant Medical, Inc. Combined Frequency Microwave Ablation System, Devices and Methods of Use
US8512328B2 (en) 2008-10-13 2013-08-20 Covidien Lp Antenna assemblies for medical applications
US9375272B2 (en) 2008-10-13 2016-06-28 Covidien Lp Antenna assemblies for medical applications
US9113924B2 (en) 2008-10-17 2015-08-25 Covidien Lp Choked dielectric loaded tip dipole microwave antenna
US8197473B2 (en) 2009-02-20 2012-06-12 Vivant Medical, Inc. Leaky-wave antennas for medical applications
US8202270B2 (en) 2009-02-20 2012-06-19 Vivant Medical, Inc. Leaky-wave antennas for medical applications
US8118808B2 (en) 2009-03-10 2012-02-21 Vivant Medical, Inc. Cooled dielectrically buffered microwave dipole antenna
US9277969B2 (en) 2009-04-01 2016-03-08 Covidien Lp Microwave ablation system with user-controlled ablation size and method of use
US10045819B2 (en) 2009-04-14 2018-08-14 Covidien Lp Frequency identification for microwave ablation probes
US8463396B2 (en) 2009-05-06 2013-06-11 Covidien LLP Power-stage antenna integrated system with high-strength shaft
US8353903B2 (en) 2009-05-06 2013-01-15 Vivant Medical, Inc. Power-stage antenna integrated system
US8216227B2 (en) 2009-05-06 2012-07-10 Vivant Medical, Inc. Power-stage antenna integrated system with junction member
US8292881B2 (en) 2009-05-27 2012-10-23 Vivant Medical, Inc. Narrow gauge high strength choked wet tip microwave ablation antenna
US8834460B2 (en) 2009-05-29 2014-09-16 Covidien Lp Microwave ablation safety pad, microwave safety pad system and method of use
US8235981B2 (en) 2009-06-02 2012-08-07 Vivant Medical, Inc. Electrosurgical devices with directional radiation pattern

Also Published As

Publication number Publication date
EP2060239A1 (en) 2009-05-20
US8280525B2 (en) 2012-10-02
EP2425795B1 (en) 2013-06-05
US20090131926A1 (en) 2009-05-21
US20130041365A1 (en) 2013-02-14
DE602008004292D1 (de) 2011-02-17
US20150173831A1 (en) 2015-06-25
US20170151015A1 (en) 2017-06-01
US8968291B2 (en) 2015-03-03
CA2643958A1 (en) 2009-05-16
EP2425795A1 (en) 2012-03-07
EP2208477B1 (en) 2012-09-12
EP2060239B1 (en) 2011-01-05
AU2008245612A1 (en) 2009-06-04
US9579151B2 (en) 2017-02-28
EP2208477A1 (en) 2010-07-21
AU2008245612B2 (en) 2013-07-18

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2394567T3 (es) Antena de mircroondas adaptada dinámicamente para la ablación de tejidos
CA2636393C (en) Broadband microwave applicator
ES2914601T3 (es) Instrumento electroquirúrgico
JP6464230B2 (ja) 柔軟な流体冷却シャフトを備えたエネルギー伝達装置、それと共に使用するのに適した流入／流出接合部およびそれらを含むシステム
US8202270B2 (en) Leaky-wave antennas for medical applications
US8197473B2 (en) Leaky-wave antennas for medical applications
US9113926B2 (en) Management of voltage standing wave ratio at skin surface during microwave ablation
EP2253286B1 (en) Tissue impedance measurement using a secondary frequency
US8059059B2 (en) Slidable choke microwave antenna
US8740893B2 (en) Adjustable tuning of a dielectrically loaded loop antenna
JP5399688B2 (ja) 組織切除のための動的に整合したマイクロ波アンテナ
ES2357171T3 (es) Antena de microondas adaptada dinámicamente para la ablación de tejido.
AU2014201120B2 (en) Slidable choke microwave antenna