专利名称：用于组织间隙凝固的设备的利记博彩app
技术领域：
本发明涉及一种根据权利要求1的前序特征的用于组织间隙凝固的设备。
在高频外科手术、特别是在内窥镜应用领域中，已经公知的各种装置可以将来自高频外科手术器具、例如高频单元的电能传输给被治疗的特殊组织部位。
已经公知的电极通过接触将能量直接作用于组织。其存在的问题是，在某些情况下，组织被加热到了被炭化的程度，也就是烧到完全被破坏了。
这种电极的另一个问题在于，电极会粘连在组织上。如果发生这种情况，在移开电极的过程中，组织将会被撕裂。为了降低粘连的风险，通常会在电极上覆盖一种适当的物质。这种电极已被公开，例如在文献DE 199 41 105 C2中。
上述问题尤其出现在涉及间隙凝固的场合，例如肝肿瘤的凝固，由于在此种情况下电极被植入到被治疗的组织当中，比如穿刺该组织，结果是电极完全被组织所包围。此时，组织会被烧伤和/或粘连在电极上的危险发生的可能性特别大。一旦发生这种情况，由于电极和组织间接触产生的巨大电阻，将无法实现均匀分布的失活(devitalisation)；也就是说，组织没有得到均衡的凝固。
另一个问题是，在间隙凝固的过程中组织收缩(脱水)了，因此电极不再是紧挨在其上。电极和被治疗的组织之间出现了缝隙，肿瘤干燥的结果是，增大了电极和组织之间的接触电阻，因此电能所能作用的范围受到限制。这也导致了凝固的不均衡，或者甚至可能导致不产生任何凝固效果。
例如，文献US5 090 105 A公开了一种切除装置，其包括一用于植入被治疗的组织内的介入电极。所述的介入电极内部设有附加电极，当植入完成时，这些电极就被从介入电极内推出，从而固定在组织内部。这些电极由记忆合金制成，并在高于某一水平的温度时被至于张力下。在凝固的过程中，当这些电极从介入电极伸出时，就会倾向于扩张为原状，刺入周围的组织。采用上述器械，前述的问题就更容易发生。而且，由于这些电极仅仅依靠促使其扩张的内力，以一种不协调的方式刺入组织，所以电极的这种安装方式导致更难获得均衡的凝固量。
本发明的目的在于提供一种用于组织间隙凝固的设备，其改进之处是使组织能够接受更加均衡的治疗。
上述目的是通过如权利要求1所述的用于组织间隙凝固的设备获得的。
特别地，上述目的是通过一种用于组织间隙凝固的设备获得的，其包括至少一个电极，通过该电极，高频凝固电流能被传输到组织中。所述的电极可以是自身构造为能够在不同程度上扩张的三维主体，或者以下列方式依附在这样的主体上通过主体的连续或逐步扩张，使电极在凝固过程中能够和组织保持不变的电接触。
本发明的一个要点在于，所述的主体，即所述的电极本身或者设有所述电极的可扩张主体在非扩张状态下能被植入被治疗的组织，并且在凝固过程中能够根据凝固深度、也就是依靠设定的条件以一种受控制的方式扩张。于是主体被构造，并且能够以这样的方式被操作在凝固过程中，它在受控制的方式下跟随正在离开电极的被治疗的组织。主体的这种扩张可以自动进行或者手动引导，并且是基于被检测到的用于衡量凝固深度的参数而进行的。受控制的凝固使组织的均衡失活得以实现。而且，随着电极的持续扩张，其施加的牵引力在凝固过程中切除了被治疗的组织，因此，这一点本身就保证了均衡凝固。
所述的用于间隙凝固的设备可以通过例如一种适于穿刺组织的附件植入被治疗的组织中，或者也可以将该设备自身构造成能够穿刺组织。所述的设备可以设计成用于直接应用或内窥镜使用。
在第一个优选实施例中，提供了一种用于依靠凝固电流来控制主体的扩张量的控制装置。所述的控制装置较佳地是结合在一高频外科手术器械中，或者也可以作为一种外部组件。所述的控制装置进一步地被结合在所述的设备中，即，主要是电外科手术器具中，并设计为用于检测反映凝固深度的不同参数，此处即凝固电流。因此，例如通过检测凝固电流强度(strength)的相应降低来确定由于上述的在电极和组织之间形成的缝隙而造成了接触电阻的增大是可行的。所述的控制装置也如此设计，以使所述的主体是在被检测参数的基础上受控制，也就是基于被检测的电流强度，如此则使所述主体的扩张程度随着检测到的参数而变化。于是在此情况下，所述的主体一直扩张到所述的缝隙愈合为止，从而电极和组织能够保持为后续的凝固过程所需的电接触。因此，在凝固的每个阶段都能保证最佳的凝固结果。
此外，也可以这样构造所述的控制装置有关被检测值的信息，在此即被检测到的电流强度通过例如可视显示的方式得到。从而操作者可以基于所述的信息手动控制所述主体的扩张。
所述的控制装置较佳地具有一换能器，用于测量凝固电流并将测得的值传输给控制装置。对电流的可靠评估也可以通过例如本领域公知的电流监控器来获得。
此外，正在形成中的缝隙可以通过压力测量来检测。为实现这个目的，适当地结合了所述的被测值换能器的控制装置是这样设计的例如，测量目标组织施加在电极上的压力，当该压力降至低于设定的阈值时，所述的主体应受到控制，以充分扩张，从而在电极和组织之间保持适当的距离。所述的被测值换能器在此较佳地是一个电压传感器。也可以使用霍耳传感器，用于检测磁场的变化来作为电极偏移的函数。
当凝固电流和加在电极上的压力同时被测量时，还可以作出关于组织是否会被烧灼至不希望的程度或者电极粘连是否会发生的预测。也就是说，如果测量到适当的压力，但电流同时也在减小，则可以认为电流强度的减小并非由电极和组织之间形成的缝隙导致的。
在第二个优选实施例中，所述的控制装置是这样设计和设置的电极和组织之间的凝固电流可以设为特殊的电流密度。在三维主体扩张的每一阶段，都形成特定的电极表面积。在给定的恒电流强度下，电流密度会随着主体的扩张逐渐减小，因为电极面积变大了。因此，所述的控制装置可以用来将电流密度调整至一所需的值，以达到最佳的凝固效果，并且电流强度可以随之被调整，从而即使在电极表面增加时，也能够保证在凝固过程中的每个时刻都取得最佳的凝固效果。电流强度的这种调整可以自动也可以手动完成。
测得的电流密度、以及在必要时凝固电流的后续调整提供了对主体扩张状态的评估，从而也提供了对凝固深度的评估。当电流密度降至低于设定的阈值时，则完成了对某一规定目标组织区域的凝固。为了继续进行凝固，主体必须扩张，接着新的凝固又可以通过电流密度的变化被观察到。然后，对某一适当的电流强度的调整可以手动完成。然而，将控制装置设计成能够自动设定电流强度也是可行的。
所述的控制装置较佳地可以设计成电流密度可以独立调节，与主体的扩张状态无关。如此则不同的凝固就可用于不同的组织或凝固阶段。例如，如果不希望出现的出血发生了，加大电流密度就可以加强凝固。
根据本发明的一个解决方案是，提供用于确定主体的扩张状态的测量装置。因此，如果扩张是被自动控制的，则可以随时获知凝固深度。例如，扩张状态可以通过可视显示的方式输出。当主体是在手动操作下扩张时，操作者可以根据该显示作出相应的调整。此处的测量装置可以利用上述的被测值换能器。
较佳地，所述设备的电极组件包括一治疗电极，其至少具有部分液透性并可以和组织的某一部分接触；还包括一供应装置，通过该装置导电性液体能被传递给治疗电极；还包括一供电装置，用于通过以下方式将高频凝固电流传递给治疗电极高频治疗电流能被应用于通过治疗电极的液体。因此，如此构造的器具较佳地包括一可扩张的空心主体，其在非扩张状态时能被植入到被治疗的组织中，并且在凝固过程中通过自身的扩张而跟随缩水、凝固的组织。同时，除了组织被从此切除外，这种设计还具有有效防止电极粘连在组织上的作用，因为电流是通过液体传导的。所述液体，也就是溶液(如林格液或纯盐溶液)的导电性使高频电流到达被治疗的组织部位。溶液在治疗的过程中同时冷却组织，因此组织几乎不可能比溶液的沸点更热。
在一个优选实施例中，所述的治疗电极包括一位于其内侧、也就是与组织相反的一侧的可弹性地扩张或折叠的表面元素，该表面元素设有一内部空间，可以用于施加内在压力，从而该表面元素能够随着内在压力的增加而扩张。所述的表面元素使电极和被治疗的组织之间的均匀分布的接触得以实现，并且使电极和组织之间的电接触容易保持，以获得均衡的凝固。在凝固的过程中，通过增大所述内部空间的压力，所需的主体(在此为所述的表面元素)的扩张通过最简单的方式得以实现。
所述的表面元素较佳地是环状或球状。所述的治疗电极可以构造为例如气囊导管的形式，也是操作者已经熟悉的一种形式。
在本发明的一个实施例中，所述的内部空间填充有导电性液体。因此，在此构成中，导电性液体同时也作为一种介质，通过该介质可产生伸展/膨胀所述的表面元素的内在压力。在此，所述的治疗电极被构造，使其对导电性液体流动的阻力足够大到一方面能够产生内在压力，另一方面涌出足够的液体以提供可靠的电接触。为实现这一目的，所述的治疗电极可以采用一块允许所需数量的液体流动的薄膜、毡料或织料。无论如何，所述的治疗电极最好是基本由热稳定材料构成的，特别是四氟乙烯材料。
较佳地，所述的导电性液体包括聚乙烯吡咯烷酮(PVP)，一种表面活性剂或类似的物质，可以改变导电性液体的粘性而不会对所要进行的治疗引起任何有害副作用。
使用通过可扩张电极而扩散的液体并不排除电极表面自身也具有导电性。一个可行的实施例是，电极由一种通过例如结合金属零件而具备导电性的人造橡胶制成。
通过某种构成，所述的内在压力可以和推动液体从治疗电极涌出的压力无关，例如，所述的内部空间包括一可扩张的附件主体，其与所述的导电性液体在液压上是分离的。所以，可以保证即使在极度扩张的时候，也不会有过量的导电性液体涌出。特别地，所述的表面元素可以构造成多个层次，于是在一内层上液体以较小的流动阻力沿表面方向流动，而在一外层上则可以被引导至垂直于该表面方向。这种构成可以相对较简单地制造出来。为了提高液体涌出的均一性，所述的内层和外层之间安装有具有较大流动阻力的隔离层。
在所有的情况下，电流都是通过一尽量靠近治疗电极的具有低电阻的导体、例如导线传给导电性液体的。
为了避免由不可避免的导电性液体过量涌出而导致的问题，在本发明的一最佳实施例中，提供了一种用于吸走过量液体的抽吸装置。
所述的电外科手术器械，也就是所述的设备可以构造为单极凝固器具。在单供电引导(current-supply lead)下，当组织被治疗时(即病人)被保持在另一电位上。在本发明的另一实施例中，可以通过两个大致平行的电极应用双电极器具。也就是，所述的治疗电极由至少两个彼此电绝缘的部分构成，从而形成双极电极，因此不需要再在病人身上贴接地电极(neutral electrode)。
较佳地，所述的电极被构造成可应用一切除电流。这样降低了当电极被植入肿瘤里时癌细胞可能会被释放的风险。
本发明的更多实施例将通过从属权利要求体现出来。
以下，通过结合附图对典型实施例进行的更详细描述，本发明将得到说明。其中
图1是一个功能模块图，表示具有用于间隙凝固的设备的高频外科手术构成；图2表示所述设备的第一实施例的局部剖视立体图；图3表示所述设备第二实施例的纵向剖面图；图4表示所述设备的第三实施例的纵向剖面图；和图5表示图4中标为V的部分的放大剖视图。
在以下描述中，相同的标号用于表示相同的部件或具有相同动作的部件。
附件标号列表1高频外科手术器械2高频发生器3控制装置4被测值换能器，测量设备5显示器6输入连接器7第一输入连接器8第二输入连接器9端块10电极，治疗电极11可伸展表面元素12内侧13内部空间14辅助主体15内层16外层17隔离层
20供应管22吸管23吸口30供电极31供电极40设备，电外科手术器具N接地电极图1的功能模块图表示具有一用于间隙凝固的设备的高频外科手术构成。在该高频外科手术构成中对解释本发明起重要作用的组件，包括用于间隙凝固的设备40已经用示意图表示在此。
在单极构成中，由高频发生器2产生的高频电流被传给电外科手术器械40(此处为用于间隙凝固的设备)，该器械通过激励电极10，也就是单极凝固电极将电流施加在被治疗的组织上；在这种方法中，电流通过病人的身体到达接地电极N后再返回高频发生器2。而双极构成不需要任何接地电极，因为在电外科手术器具的两个电极之间建立了电流通道。
高频外科手术器械1包括一输入连接器6，与一指按和/或脚踏开关装置(未示出)相连。这些开关装置实现了高频电流的产生和/或停止。所述的开关装置在此优选地为内置有计算机构成(computer arrangement)。在输出侧，第一输出连接器7和第二输出连接器8被提供给高频外科手术器械1，经由这些连接器，单极凝固器具40可以和关联的接地电极N连接。双极电外科手术器具(未示出)和所述的高频电外科手术器械1的连接也是可以实现的。出于实用的目的，高频外科手术器械通常设计具有可用于单极或双极电极的不同连接器。所述的接地电极N是示意性的，实际上它完全覆盖了病人身体的某一部位。
所述的高频外科手术器械1的核心是可控高频发生器2，用于产生高频电压并将高频电流传输给电外科手术器具40的凝固电极10。高频发生器2和用于控制电外科手术器具40的凝固电极10的控制装置3连接。与控制装置3关联的被测值换能器4在此同样被示出，其作用是检测用于衡量凝固深度即电极10和组织之间的接触电阻的各种参数。
电外科手术器具40，也就是所述设备被构造为具有至少一个电极10，通过该电极高频电流可以被传导至组织内部。电极10被设计为可以被扩张至各种扩张状态的三维主体，或被设计为附在这样一个主体上，从而通过主体的持续或逐步扩张电极10在凝固过程中可以保持和组织的电接触。
可扩张的电极主体10，或者附有电极10的可扩张的主体14是这样被构造和驱动的它在非扩张状态下被植入被治疗的组织，并且在(特别是间隙)凝固过程中被扩张，从而随着组织相对于电极的退缩(就像通常发生的那样)，电极能在被控制的方式下跟随之。在此过程中，主体的扩张既可以自动发生，也可以手动产生，并且可依赖于被测到的用于衡量凝固深度的参数。受控制的凝固使均衡的组织失活得以实现。
例如，具有可扩张主体10、14的用于间隙凝固的设备可以通过一适于穿刺组织的植入装置(未示出)被植入组织；此外，设备40自身也可以被构造成能够穿刺组织。设备40可以被设计为直接使用或用于内窥镜应用。
参考附图2至5，电外科手术器具40和相关电极的特殊实施例将得到更详细的描述。
在间隙凝固的过程中组织脱水，从而因凝固而收缩。因此，电极10不再和被治疗的组织接触，且这种缝隙的形成导致电极10和组织之间的接触电阻增加。结果使凝固电流的强度降低。
控制装置3在此被设计为检测这种电流强度的降低，然后以这样的方式控制电外科手术器具40主体10、14扩张以跟随组织。在此，于是主体10、14扩张到所述的缝隙愈合位置，从而电极10和组织之间的电接触得以保持，因为这是继续凝固过程所必需的。于是在凝固的每个阶段，都可以保证最佳的凝固效果。被测到的电流值可以被输出，例如通过显示器5，从而操作者可以可视地监控电流强度的减弱。有了这种可用的信息，主体10、14的扩张也可以在手动控制下进行。
此外，被测值换能器4与控制装置3关联以检测其他指示凝固深度的参数，例如接触电阻本身，也是可行的。
正在开始形成的缝隙也可以通过压力测量被检测到。为实现这一目的，控制装置3被设计，例如测量目标组织施加在电极10上的压力，并且当该压力下降至低于预设的阈值时，主体10、14应被控制，从而其能够充分扩张以在电极10和组织之间保持适当的距离。在此，被测值换能器4较佳地被构造为电子压力传感器。也可以使用霍耳传感器，检测由电极偏移引起的磁场的变化。
控制装置3还可以这样被设计和设置电极10和组织之间的凝固电流可被调整，以获得特殊的电流密度。三维主体10、14在每种扩张状态下都呈现一种特定的电极表面。如果电流强度保持恒定，则电流密度随着主体10、14的逐渐扩张而减小，因为电极表面在增大。因此，控制装置可以被用于设定最佳凝固效果所需的电流密度，并随之改变电流强度，从而即使在电极表面变大时，在凝固过程中的任何时刻都能够保证最佳的凝固效果。
在此，电流强度的调节也是既可以自动也可以手动进行。由于电流密度最终反映了主体10、14的扩张状态，比如，外科医生可以为了减小电流密度而促使主体10、14扩张。
为了适应不同类型的组织和凝固阶段，和/或不可预期的时间例如严重流血，控制装置3被设计为电流强度和/或电流密度能够相对扩张状态独立地被调节。比如，如果需要加强凝固，则可以通过加大电流密度来达到目的，而与扩张状态无关。
如果提供了测量装置来探测主体10、14的扩张状态，该信息可以通过例如显示器5显示出来，较佳地为可视显示器。如果主体10、14的扩张是由手动引导的，操作者可以参考显示器5来作出适当的调节。测量装置可以内嵌一上述的测量值换能器，或者作为独立的器具被提供。
图2至5示出了不同种类的用于间隙凝固的设备40。在这些图中的设备都被设计成用于插入内窥镜的工作管道中。内窥镜则必须构造成能够穿刺被治疗的组织。但是，这些器具也可以设计成自身适合于穿刺。
如图2所示，该设备包括治疗电极10，其在此显示为处于扩张状态，该电极在整体上被构造为主要是一个可伸展的表面元素11。经由弹性或刚性的供应管20，导电性液体(如箭头所指示)如林格液或盐溶液可以通过供应管20进入治疗电极10的内部空间13。可伸展或可展开的表面元素11在此是完全可渗透的，进入内部空间13的液体能够从可伸展表面元素11的内侧12通过治疗电极10渗出到外部。
在内部空间13里有一个导线形式的供电极30，其通过电绝缘端块9在治疗电极10的末端和治疗电极10机械地接触。供电极30被连接到高频发生器(未示出)。
为了进行间隙凝固，比如将电极植入肿瘤，整个设备被推入已经事先定位在被治疗部位的内窥镜的工作通道；在这样被安装时，表面元素仍然处于收缩状态，而不是图2所示的膨胀状态。可以这样设置器具的尖端其能够像尖刺一样向前移动，迫使组织分开。在到达目标组织的过程中，这对于将由于必须经过其他组织结构而引起的可能的伤害降到最低是有利的。对于在目标组织中的定位，最好能在电极上施加一高频切割电流。这样可以减少在电极被植入肿瘤时癌细胞会被释放的危险。进一步地，由于不承受任何机械拉力，电极可以被精确地定位。电极一到位，导电性液体(如林格液)就按图2中箭头所示的方向通过供应管20，在此过程中，调节压力以使治疗电极10(也就是其可伸展的表面元素11)得以扩张。现在，为了由内而外地凝固肿瘤，激励高频发生器2，从而凝固电流流过液体进入被治疗的组织并且使组织失活。由于导电性液体得到持续的供应并从可伸展表面元素11涌出，因此保证在可伸展表面元素11和接受治疗的组织之间会持续地出现液膜(或缓冲垫)。一方面，该液体用于传导高频电流；另一方面，它还冷却组织的表面并防止其和治疗电极10粘连。表面元素11在凝固的过程中逐渐扩张，从而(正如上文所述的)跟随治疗中的组织。
在上述的本发明实施例中，高频电流是在单极构成中被提供的。因此，接地电极N被接到病人身上以作为反电极。图3所示的本发明实施例与图2所示的实施例的区别在于，该设备整体上具有双极结构。为此，提供了两个治疗电极10、10′，其相应地具有与图2的构成相似的可伸展表面元素11、11′(同轴的)。在两个治疗电极10、10′和可伸展表面元素11、11′的基础上，于是有两个供应管20、20′和两个供电极30、31，因此内部空间13、13′可以彼此独立地处于不同的压力下，从而可伸展表面元素11、11′可以被扩张至不同的程度。
图4所示的实施例和上述的那些实施例的区别在于，治疗电极10的内部空间13是由弹性的可伸展辅助主体14围成的，该主体完全不透水。如图5所示，可伸展表面元素11由多个层组成，包括经由导管20′供流的内层15，导电性液体通过该内层沿表面方向移动，该方向上的流动阻力相对较小。在其外侧，治疗电极10具有基本上沿垂直于表面的方向引导液体流动的外层16。内层15和外层16之间是隔离层17，其具有相对内层15较大的流动阻力，但仍然允许液体通过内层15进入外层16。在此处的本发明实施例中，该隔离层17同时也是一个和供电极30电接触的导电层。因此，在这种构成中，治疗电极10以及可伸展表面元素11可以由辅助主体14来扩张，而且，此处不仅是液体，气体也可以用来产生扩张。于是，不管扩张状态如何，导电性液体都能得到供应且均匀地分布在内层15上。而液体的涌出量则唯一地取决于供应导电性液体的压力，从而相对独立于治疗电极10的扩张状态。
在本实施例中，还额外提供了吸管22，其在靠近治疗电极10处具有吸口23。通过该吸管22，过量的导电性液体可以被吸走。
通过以上描述，很显然所述的技术特征还可以在其他各种实施例中重新组合。例如，本发明的所有实施例中都可以具有吸管。同样地，也可以在图2所示的实施例中应用辅助主体14。
此处应当指明的是，上述的所有零件，无论是单个的还是任意组合的、特别是附图所示的细节，对于本发明都是很重要的。对其做各种修改对本领域的技术人员是很正常的。
权利要求
1.一种用于组织间隙凝固的设备，具有至少一个电极(10)，经由该电极高频凝固电流能被传输到组织中，其中，所述的电极(10)被构造为能扩张至不同的扩张状态的三维主体，或者被附在这样的主体(14)上，因此随着主体(10、14)的持续或逐步扩张，所述的电极(10)能在凝固的过程中和组织保持不变的电接触。
2.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，还包括一控制装置(3)，用于依靠凝固电流来控制所述主体(10、14)的扩张状态。
3.根据上述任一权利要求、特别是权利要求2的设备，其特征在于，所述的控制设备(3)被设置和构造为使所述的电极(10)和组织之间的凝固电流的电流密度调节能够实现。
4.根据上述任一权利要求、特别是权利要求3的设备，其特征在于，所述的控制装置(3)是这样设计的所述的电流密度可以相对扩张状态独立地被调节。
5.根据上述任一权利要求的设备，其特征在于，还包括测量装置(4)，用于检测所述主体(10、14)的扩张状态。
6.根据上述任一权利要求的设备，其特征在于，所述的电极包括一治疗电极(10)，其具有至少部分液透性并能够和组织的一部分接触；一液体供应装置(20)，通过该装置，导电性液体能被传递给所述的治疗电极(10)；一供电装置(30、31)，用于以这样的方式将高频凝固电流传递给所述的治疗电极(10)高频治疗电流能被传输给正在通过所述的治疗电极的液体。
7.根据上述任一权利要求、特别是权利要求6的设备，其特征在于，所述的治疗电极(10)包括一弹性的可伸展或可展开的表面元素(11)，其内侧、也就是和组织相反的一侧设置有一可被施加内在压力的内部空间(13)，从而能通过增大内在压力使所述的表面元素(11)得到扩张。
8.根据上述任一权利要求、特别是权利要求7的设备，其特征在于，所述的表面元素(11)为环状或球状。
9.根据上述任一权利要求、特别是权利要求6-8中任一项的设备，其特征在于，所述的治疗电极(10、10′)被构造为气囊导管的形状。
10.根据上述任一权利要求、特别是权利要求7-9中任一项的设备，其特征在于，所述的内部空间(13)能填充导电性液体。
11.根据上述任一权利要求、特别是权利要求6-10中任一项的设备，其特征在于，所述的导电性液体包括聚乙烯吡咯烷酮(PVP)，一种改变导电性液体粘性的表面活性剂或类似的物质。
12.根据上述任一权利要求、特别是权利要求6-11中任一项的设备，其特征在于，所述的治疗电极(10、10′)包括一薄膜、毡料或织料，并较佳地由热稳定性材料特别是四氟乙烯材料制成。
13.根据上述任一权利要求、特别是权利要求7-12中任一项的设备，其特征在于，所述的内部空间(13)包括一可扩张的辅助主体(14)，与所述的导电性液体液压隔离；所述的表面元素(11)较佳地具有多层构造，从而在内层(15)内的液体能沿着表面方向传输，而在外层(16)内的液体能沿着垂直于该表面的方向传输，并且较佳地在所述的内层(15)和外层(16)之间设置有一具有较大流动阻力的隔离层(17)。
14.根据上述任一权利要求的设备，其特征在于，包括一用于吸走(过量)液体的抽吸装置(22、23)。
15.根据上述任一权利要求的设备，其特征在于，包括一可在其上施加切割电流的电极(20)。
全文摘要
本发明涉及一种用于组织间隙凝固的设备，其具有至少一个电极，藉由该电极，高频凝固电流能被传输到组织里。该设备还被构造成使组织治疗的分布更均衡。电极被构造成能被扩张至各种扩张状态的三维主体，或者被附在这样的主体上，从而随着主体的持续或逐步扩张，电极能够在凝固过程中和组织保持不变的电接触。
文档编号A61F2/958GK1921806SQ200580006088
公开日2007年2月28日 申请日期2005年2月25日 优先权日2004年2月25日
发明者艾斯勒·弗洛里安 申请人:爱尔伯电子医疗设备公司