JP2009106358A

JP2009106358A - マイクロ波手術器

Info

Publication number: JP2009106358A
Application number: JP2007279214A
Authority: JP
Inventors: Koji Matsubara; 幸二松原
Original assignee: Mizuho Ika Kogyo KK
Current assignee: Mizuho Ika Kogyo KK
Priority date: 2007-10-26
Filing date: 2007-10-26
Publication date: 2009-05-21

Abstract

【課題】マイクロ波手術器は、管状導電体からなる接地電極２と、管状電極の芯部に設けられ先端部が接地電極の先端から導出された管状誘電体３と、環状誘電体の芯部を貫通して先端部が導出された棒状導電体からなる中心電極４を有する。マイクロ波手術器の生体組織に刺入される表面に非粘着・誘電性コーティング１０を施したマイクロ波手術器にあっては、直流による生体への刺入の検出が困難である、マイクロ波電力が安定しないなどの問題がある。
【解決手段】非粘着性・誘電性コーティング１０を有しない欠如部を、最先端１０aと、接地電極２の周りに帯状１０ｂに形成する。
【選択図】図２

Description

本発明は、マイクロ波により生体の凝固、止血などを行うマイクロ波手術器に関するものであり、特に、開腹することなく、生体の病変組織をマイクロ波照射により熱凝固させて治療するマイクロ波手術器に関するものである。

特許文献１：実公平１−１９９３４号公報は、接地電極、中心電極及び絶縁体より構成されるマイクロ波手術器に関し、中心電極は接地電極の芯部に設けられ、接地電極の先端から導出されており、また絶縁体は筒状であり、中心電極と外部電極を絶縁している。これらの接地電極、絶縁体及び中心電極（以下総称して「アンテナ」ということもある）は生体組織の深部に刺入され、紡錘状の2.45GHzマイクロ波電界が中心電極の先端部と接地電極の間に形成される。

特許文献２：特許第２６８３４２７号公報も同様に同軸ケーブル構造をもつマイクロ波手術器に関する。マイクロ波照射用電極は一対の外部電極と中心電極からなり、外部電極は同軸ケーブルの外部導体に導通しかつ電気的に接地され、中心電極は同軸ケーブルの内部導体に導通し、さらに同軸ケーブルはマイクロ波発振器に接続されている。特許文献２においては、弗素樹脂、シリコーン、アルミナ、TiC、TiNなどの生体への融着を防ぐ非粘着性コーティングを施している。また、非粘着性コーティングが剥がれている部分に生体が癒着する不具合があるために、剥がれの検出法として、定電流電気回路に接続された接地電極及び中心電極に微弱な直流電流を流して、インピーダンスの変化を検出し、この結果に基づいてマイクロ波発振器の動作を許容又は禁止している。

特許文献３：特開平２００４−１８７７０３号公報も同様に同軸ケーブル構造をもつマイクロ波手術器において、マイクロ波照射部を除く接地電極を冷却する手段を内部に有する構造を開示している。さらに、手術電極の外周はフッ素樹脂でコーティングされており、中心電極の先端には、大径の照射部先端を設け、その最先端は先鋭状に形成して、生体組織内に容易に刺入できるように構成している。

特許文献２及び３の様に、非粘着性・誘電性コーティング（以下略称として「コーティング」ということもある）を施したマイクロ波手術器にあっては、マイクロ波は中心電極と接地電極からコーティングを介して生体に供給され、これに伴い生体組織の凝固が進行し、またマイクロ波手術器自体もジュール熱により発熱する。
実公平１−１９９３４号公報特許第２６８３４２７号公報特開平２００４−１８７７０３号公報

特許文献2〜3で提案されているコーティングは、マイクロ波の周波数である2.45GHzでの電気インピーダンスを小さくするために5-50μm程度の厚さの薄膜で形成されている。
コーティングを施したマイクロ波手術器にあっては、コーティングが電気的な絶縁体であるため、接地電極と中心電極間に直流の微小電流を流す方法では、直流電流が流れず検出アンテナが生体組織に刺入されているかどうかを判定できない。

また上述のように、マイクロ波手術器のアンテナからマイクロ波照射により、生体組織が凝固し、アンテナの接地電極と接している生体組織も凝固するため水分がなくなり、生体組織が絶縁体化する領域が増える。そのため生体組織とアンテナの接地電極間で高周波のインピーダンスが高くなりマイクロ波の接地が不安定になる。あるいは接地としての機能が著しくなくなり、生体組織への印加したマイクロ波電力が不安定となる。

以上述べたように、コーティングを施した従来のマイクロ波手術器では生体への刺入を直流電流では検出できず、また照射中のマイクロ波電力が安定しないので、本発明は、これらの問題を解決できるマイクロ波手術器を提供することを目的とする。

本発明に係るマイクロ波手術器は、管状導電体からなる接地電極と、管状導電体の芯部に設けられ先端部が接地電極の先端から導出された管状誘電体と、管状誘電体の芯部を貫通して先端部が導出された棒状導電体からなる中心電極とを含んでなり、接地電極、管状誘電体及び中心電極の生体組織に刺入される表面に非粘着性・誘電性コーティングを表面に施したマイクロ波手術器において、非粘着性・誘電性コーティングが最先端と、前記接地電極の周りの帯状欠如部を有することを特徴とする。
以下、本発明を詳しく説明する。

本発明に係るマイクロ波手術器の接地電極、管状誘電体及び中心電極は特許文献１〜３にて公知のものであり、また同軸ケーブルによるマイクロ波発振器との電気的接続も公知のものである。さらに、非粘着性・誘電性コーティングとしてはPFA、PTFEなどのフッ素樹脂を好ましく使用することができる。

コーティング欠如部は、マイクロ波電界が生体組織内に均等に形成されるように形成する必要がある。そのためには、欠如部を最先端に形成し、かつ側面にも接地電極の周りに帯状に形成して紡錘状のマイクロ波電界を形成する必要がある。帯状とは、生体との高周波抵抗を少なくするに必要な最低限度の幅を有する領域であり、好ましくは１〜２mmの幅の領域である。即ち、幅が１mmより著しく小さくなると、高周波抵抗が大きくなりかつ不安定となる。一方、幅が２ｍｍより著しく大きくなると、コーティングの非粘着性機能が損なわれ、何れも好ましくない。

本発明においては、コーティングの欠如部を、マイクロ波手術器の最先端と、接地電極の周りに帯状に形成することにより、直流電流による刺入の判定を可能とし、かつマイクロ波電界をこれらの欠如部の間に安定して形成することができる。

図１にはマイクロ波手術器１を模式的に示しており、２０は生体組織、１０は生体への刺入部全体を包含するように形成された非粘着性・誘電性コーティング（すなわち「コーティング」）である。なお、コーティング１０の欠如部は図示されていない。
以下、図２〜４を参照して、本発明の実施態様を説明する。
図２(a)は、本発明に係るマイクロ波手術器１の実施例を示す縦断面図であり、また同図(b)はコーティング１０の被覆部及びコーティング欠如部10bを示す図面である。図２（a）において、２は接地電極、３は管状誘電体、４は中心電極である。

接地電極2は、電気伝導度を高くするためにAg又はNiを厚さ5〜10μmでめっきしたステンレス（例えばSUS304）又は耐食性を良好にするために厚さ５〜15μmでめっきしたAg又はNiめっきした銅合金の管材よりなる。中心電極４は同様に電気伝導度又は耐食性の面からAg又はNiめっきしたステンレス（例えばSUS304）または銅合金からなり、管状誘電体３の内部を貫通し、先端部4aは管状誘電体３の外側に導出して、生体に刺入可能な先細り形状となっている。図示の実施例では最先端は血管を傷つけないよう平坦化されている。

管状誘電体３は小径部3aとこの外側に嵌合された大径部3bとの二重管構造であり、大径部3bが接地電極２と中心電極の先端部4aの間に延在して表出しており、いわゆる同軸スロットアンテナ構造を構成している。
さらに、小径部3aはフッ素樹脂チューブからなり、中心電極4と接地電極２の間に介在しており、マイクロ波伝送のために必要な同軸伝送路を形成している。一方、大径部3bは機械的強度が高いアルミナなどのセラミックの誘電体からなる。

図３は上記した各要素２，３，４の接合部の拡大図である。
図示されているように、中心電極４の先端部4a及び接地電極の先端部は、ともに内側壁面が切除された接合片（2a,4b）となり、一方管状誘電体３の外側壁面は上記接合片(2a,4b)の幅と等しい幅で切除されている。このために、各要素2，3，4を嵌め合わせると、長さC₁,C₂に亘って管体の内壁面と外壁面が接触する。さらに、アンテナの外面において、各要素3,4及び要素2,3が接触している箇所に、下地をメタライズしたろう付け6,好ましくは銀ろう付け、を行うことにより、生体組織からの液体に対するシール度を高めることができる。

再び、図２(b)に戻って、図示されたコーティング10は厚さが50μm程度の弗素樹脂からなり、生体刺入位置全体に形成されているが、最先端には幅が約1mmの欠如部10aが設けられ、最先端の欠如部10aから約15mmの位置に幅約1〜2mmの帯状欠如部10ｂが設けられている。

図４は、図３とは異なった中心電極先端部4aを示しており、病変組織に刺入して凝固を促進し易い先端電極形状となっている。なお、図２あるいは図４以外にも処置目的に応じて先端形状を変えられることはいうまでもない。

図５は、本発明の別の実施態様に係るマイクロ波手術器を示す図２と同様の図面であり、同じ部品は同じ参照符号で図示している。但し、このマイクロ波手術器は接地電極２内に液体冷却流路７を内蔵している。接地電極2は同軸状に配置された外側管2ｃと内側管2dより構成され、これら（2c, 2d）の間の環状間隙が液体冷却流路7に供されている。外側管2cの下端は管状誘電体3の小径部3aに当接し、この下端に内側管2dはろう付接合されている。
接地電極２は液体冷却流路７の周りで液体と電極金属との熱交換により強く冷却され、ジュール熱が奪われる。また液体冷却流路７から離れた箇所の接地電極も熱伝導により冷却される。さらに、図３を参照して説明したように、熱抵抗の少ないろう付け６により各要素2，3，4は接合されているために、冷却効果はアンテナ全体に及んでいる。
図６(b)に示された帯状欠如部10bは液体冷却流路７領域外を囲む円周状に形成されている。

本発明に係るマイクロ波手術器におけるマイクロ波電界の形成を模式的に図６(a),(b)に示す。図６(a)は図２の実施態様に該当し、図６（ｂ）は図５の実施態様に該当する。いずれの実施態様においても、コーティング１０がない部分（即ち「欠如部」）が中心電極先端部の最先端10aと、コーティングが生体に刺入される側面10bに形成されている。
先ず、生体組織にアンテナが刺入しているかを判断するためには、５０μA程度の微少電流30を、欠如部10a,10bを介して流し、マイクロ波発生装置（図示せず）の直流回路で電気インピーダンスに換算し、生体組織への刺入を検知することができる。また、刺入が確認された後は直流電流を断続してマイクロ波の照射を行なう。
次に、欠如部10a,10bは、誘電体が存在しないから、生体組織が接地電極等の金属と触れているために電極と生体組織との間の高周波電気抵抗が低く安定しており、マイクロ波電界により、病変組織の凝固を安定して進行させることができる。

以上、同軸スロットアンテナの実施例について説明したが、同軸ダイポールアンテナなどにも本発明を適用できることはいうまでもない。また、冷却の方法としては、スパイラル流路を形成する、二重管を使用するなどが可能である。また、帯状欠如部は二箇所以上あるいは二巻き以上形成することができる。
また、図２の実施態様に関して内部冷却構造を設け、図５の実施態様に関して内部冷却構造を省略することも可能である。

以上説明したように、本発明のマイクロ波手術器は、生体へのアンテナの刺入を検出することができ、安定してマイクロ波を照射することができるから、実用価値が非常に高い。

コーティングを施したマイクロ波手術器の模式図である。本発明のマイクロ波手術器の一実施態様を示し、(a)は断面図、(b)はコーティング形成及び欠如箇所を示す図面である。図２の一部を拡大し、本発明に係るマイクロ波手術器の各要素の接合部を示す図面である。図２とは異なる形状をもつ中心電極先端部を示す図面である。本発明の別のマイクロ波手術器の一実施例を示し、(a)は断面図、(b)はコーティング形成及び欠如箇所を示す図面である。本発明係るマイクロ波手術器の概念図であり、(a)及び(b)はそれぞれ図２及び図５に対応する。

符号の説明

１−マイクロ波手術器
２−接地電極
2c―外側管
2d―内側管
３−管状誘電体
４−中心電極
７−液体冷却流路
10−（非粘着・誘電性）コーティング
10a,b −欠如部

Claims

管状導電体からなる接地電極と、前記管状導電体の芯部に設けられ先端部が前記接地電極の先端から導出された管状誘電体と、前記管状誘電体の芯部を貫通して先端部が導出された棒状導電体からなる中心電極とを含んでなり、前記接地電極、前記管状誘電体及び前記中心電極の生体組織に刺入される表面に非粘着性・誘電性コーティングを施したマイクロ波手術器において、前記非粘着性・誘電性コーティングが最先端と、前記接地電極の周りの帯状欠如部を有することを特徴とするマイクロ波手術器。
前記接地電極の内部に液体冷却流路が形成されている請求項１記載のマイクロ波手術器。