JP2011067633A

JP2011067633A - 円錐プローブを使用するマイクロ波表面熱灼

Info

Publication number: JP2011067633A
Application number: JP2010214804A
Authority: JP
Inventors: Joseph D Brannan; ジョゼフ，ディー．ブラナン
Original assignee: Vivant Medical LLC
Current assignee: Covidien LP
Priority date: 2009-09-28
Filing date: 2010-09-27
Publication date: 2011-04-07
Also published as: EP2301469B1; EP2301469A1; US20110077634A1; US8343145B2

Abstract

【課題】円錐フードのリフレクタを有する電磁外科手術用熱灼プローブ、およびその製造の方法を開示する。
【解決手段】開示されるプローブ１００は、内側導体１０３、および絶縁層１０４により隔てられた外側導体１０５を有する同軸の供給線コアを有するシャフト・アセンブリ１０１を備える。管状カテーテルは、供給線の周囲に同軸に配置され、生理食塩水、または脱イオン水のような冷却液を、円錐リフレクタ内１３０に形成された、遠位端にある冷却チャンバ１３６に送達するように構成される。円錐リフレクタ１３０内に配置された放射区域は、円錐状、円筒状、または他の適した形状を有し得る。円錐リフレクタ１３０の遠位開口１３２にまたがって配置された膜１３４は、冷却チャンバ１３６内に冷却液を密封し得、使用の間、組織の曲線に適合し得る。
【選択図】図２

Description

本開示は、生体組織に、より詳細には円錐開口を有するマイクロ波熱灼の外科手術用アンテナにエネルギーを提供するシステムおよび方法、並びにその使用および製造の方法に関する。

エネルギーに基づく組織治療は、当技術分野では周知されている。所望の成果を成し遂げるために、さまざまな種類のエネルギー（例えば、電気、超音波、マイクロ波、低音、熱、レーザーなど）が組織に印加される。電気外科手術は、組織を切除、熱灼、凝固、または塞ぐために、手術部位に高周波電流を印加することに関係する。モノポールの電気外科手術では、ソース電極または活性電極が、電気外科手術用発生器からの高周波エネルギーを組織に送達し、リターン電極が電流を発生器に戻す。モノポールの電気外科手術では、ソース電極は一般的に外科医に保持され、治療される組織に印加される手術器具の一部である。患者からのリターン電極は、活性電極から離れ、電流を発生器に戻す。組織を熱灼する電気外科手術では、高周波エネルギーは、アンテナまたはプローブにより標的組織に送達することができる。

現在、使用において、例えば、モノポール、ダイポール、およびらせんといった数種類のマイクロ波プローブが存在する。１つめの種類はモノポールアンテナのプローブであり、プローブの端部で露呈された、単一の、細長いマイクロ波導体から成る。プローブは一般的に、誘電スリーブにより包囲される。よく使用される２つめの種類のマイクロ波プローブはダイポールアンテナであり、内側導体、および内側導体の一部分を隔てる誘電接合部を備える外側導体を有する同軸構造から成る。内側導体が第１ダイポール放射部分に相当する一部分に連結されてもよく、外側導体の一部分が第２ダイポール放射部分に連結されてもよい。ダイポール放射部分は、片方の放射部分が誘電接合部の近位に設置され、他方の部分が誘電接合部の遠位に設置されるように構成されてもよい。モノポールおよびダイポールアンテナのプローブでは、マイクロ波エネルギーは、通常、導体の軸から垂直に放射する。

一般的なマイクロ波アンテナは、外側導体もプローブの軸に沿って伸長できるように、プローブの軸に沿って伸長し、誘電材料により包囲され、さらに誘電材料の周囲の外側導体により包囲される、長くて薄い内側導体を備えている。エネルギーまたは熱の、効果的に外側に向かう放射を提供するプローブの別の変形では、外側導体の一部分または複数部分を選択的に取り除くことができる。この種類の構造は、一般的に「漏洩導波管」アンテナまたは「漏洩同軸」アンテナと呼ばれる。マイクロ波プローブについて別の変形は、効果的な放射のために必要な構造を提供するため、らせんのような、一定の渦巻きパターンに形成された先端を有することを含む。この変形では、エネルギーを特定の方向、例えば、軸と垂直方向、前方方向（すなわち、アンテナの遠位端に向かう）、またはその組み合わせの方向に指向するために使用され得る。

マイクロ波アンテナプローブが正常な身体の開口部を介して直接的に治療の位置に挿入されるか、または経皮的に挿入されるという、侵襲的な処置および装置が開発されてきた。そのような侵襲的な処置および装置は、治療される組織の優れた温度管理を提供する可能性がある。悪性細胞を変性させるために必要とされる温度と、健常細胞を傷つける温度との差は小さいため、加熱が治療される組織に限定されるように、既知の加熱パターンおよび予測可能な温度管理が重要である。例えば、約４１．５℃の閾値温度における温熱療法の治療では、通常、大抵の悪性細胞の増殖にほとんど効果がない。しかし、およそ４３℃〜４５℃の範囲を上回る、わずかに高い温度では、大抵の種類の正常細胞に対する熱損傷が決まって観測される。従って、健常組織でこの温度を超えないように細心の注意を払わなければならない。

組織熱灼の場合、約５００ＭＨｚ〜約１０ＧＨｚの範囲の高周波電流は、特定の大きさおよび形状を有する熱灼量を創出するため、標的組織部位に印加される。熱灼量は、アンテナの設計、アンテナの性能、アンテナのインピーダンス、および組織のインピーダンスに相関する。特定種類の組織熱灼処置は、所望の手術結果を成し遂げるために、特定の熱灼量を決定できる。一例として、かつ限定しないが、脊髄の熱灼処置は、より長く、狭い範囲の熱灼量が要求され得るのに対し、前立腺の熱灼処置では、球状の熱灼量が必要とされ得る。場合によっては、標的の病変が標的器官の表面上またはその付近にあるかもしれない。そのような表面の病変は、侵襲的な熱灼用の針またはスティックを用いて治療されてきたが、これは近接する解剖学的構造の損傷を引き起こし、出血の可能性を高め、手術時間および回復期間を引き延ばしかねない。

本開示は、遠位の円錐開口を有する、電磁外科手術用熱灼プローブを提供する。開示されるアンテナは、その周囲に、生理食塩水または脱イオン水のような冷却液を循環させるように構成された、縦方向に配置された管状カテーテルを備える。アンテナの遠位端では、カテーテルは、幅広の遠位開口を有する円錐フードを形成するように、遠位に裾広がりになる。フレアの角度は、意図する操作周波数で、所望の放射効率性および放射パターンにより決定してもよい。円錐フードは、カテーテルを介して送達される冷却液を含有してもよく、追加的または代替的に、円錐フードは誘電材料を含有してもよい。低電気伝導性の高周波透過材料から構築される膜またはプレートは、組織接触面、例えば治療面を形成するように、フードの幅広の遠位開口を囲む。任意の適した低導電性の高周波透過材料は、例えば、高温耐性ポリマーまたはガラス／エポキシ複合材が使用されてもよい。

高周波エネルギーは、内側導体、その周囲に同軸に配置された外側導体、およびその間に配置された誘電体を有する同軸の供給線により、アンテナに供給される。同軸の供給線は、カテーテルを介して、アンテナの近位端からアンテナの遠位端まで縦方向に渡る。円錐フード内に配置された放射区域は、内側導体に電気的に連結される。放射区域は、内側導体に連結された幅狭の近位端、および高周波透過性の膜またはプレートに向かって伸長する、幅広の遠位端を有する円錐形状を有してもよい。放射区域は、追加的または代替的に、放射性能および機械的強度を向上させ得るように、裾広がりの区域、らせん区域を備えてもよく、および／または円盤を用いて装着されてもよい。追加的または代替的に、内側導体は円錐開口の遠位端を越えて突出する尖った先端を備えるか、または円錐内で終結してもよい。使用の間、尖った先端は組織上のアンテナの位置付けを補助し得、および／または放射性能を向上させ得る。

一実施形態では、開示される電磁外科手術用熱灼プローブは、内側導体、その周囲に同軸に配置された外側導体、およびその間に配置された誘電体を有する同軸の供給線を備える。管状カテーテルは、流路を形成するように、供給線の周囲に同軸に配置される。器具の近位端では、流路は、冷却ポンプまたは重力補助される点滴であり得る冷却源と流体連通する。流路の遠位端は、本明細書の以下の詳細で説明されるような冷却チャンバと流体連通する。開示されるプローブは、管状カテーテルの周囲に同軸に配置される外管、例えばハイポチューブを備える。裾広がりの遠位開口を備える円錐形状を有し得るリフレクタは、ハイポチューブの遠位端で配置される。放射区域は、円錐リフレクタ内に配置され、内側導体に操作可能に連結される。プローブは、冷却チャンバを画定するように、円錐リフレクタの遠位開口をまたがって配置された膜を備える。リフレクタは、追加的または代替的に、半球形、トランペット様に裾広がりの形状、円錐台形、または他の裾広がりの形状を有してもよい。

リフレクタは、少なくとも１つの誘電材料を備えてもよい。誘電材料の寸法、例えば厚さ、形状、および／または位置は、限定しないが、インピーダンス整合および熱灼（放射）パターンのような、所望のプローブ特性により決定されてもよい。

同様に、開示は、本明細書で開示されるような電磁熱灼プローブに操作可能に連結された、マイクロ波熱灼エネルギー源を備える、電磁外科手術用熱灼システムである。マイクロ波熱灼エネルギー源は、約９１５ＭＨｚ〜約２４５０ＭＨｚの範囲のマイクロ波またはＲＦエネルギー、追加的または代替的に、約５００ＭＨｚ〜約１０ＧＨｚの範囲のマイクロ波またはＲＦエネルギーを供給するように構成された、選択的に作動可能なマイクロ波用発生器を備えてもよい。本開示によるマイクロ波用発生器は、固定周波数および／または可変周波数で熱灼エネルギーを送達する能力を備えてもよい。マイクロ波熱灼プローブは、近位のハンドル部分および遠位のシャフト部分を備えてもよい。

本開示の上述のこと、並びに他の態様、特徴、および利益は、添付の図面と組み合わせると、以下の詳細な説明を踏まえてより明らかになるであろう。

本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブを有するマイクロ波熱灼システムの略図である。本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の断面斜視図である。本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の、遠位区域の詳細図である。本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の、近位区域の詳細図である。本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブの別の実施形態の断面斜視図である。本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブのさらに別の実施形態の断面斜視図である。本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブのさらに別の実施形態の断面斜視図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。さまざまな製造段階における、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の図である。本開示による、適合するメッシュを有する、電磁外科手術用熱灼プローブの実施形態の断面斜視図である。使用における、電磁外科手術用熱灼プローブの、図７の実施形態の態様図である。使用における、電磁外科手術用熱灼プローブの、図７の実施形態の態様図である。使用における、電磁外科手術用熱灼プローブの、図７の実施形態の態様図である。本開示による、代替的なシャフト配置を有する、電磁外科手術用熱灼プローブの実施形態の図である。本開示による、代替的なシャフト配置を有する、電磁外科手術用熱灼プローブの実施形態の図である。本開示による、代替的なシャフト配置を有する、電磁外科手術用熱灼プローブの実施形態の図である。本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブの一実施形態の、組織内の電磁エネルギーの浸透図である。熱灼エネルギー初期適用における、本開示による、電磁外科手術用熱灼プローブの別の実施形態の組織内の電磁エネルギーの浸透図である。熱灼エネルギーの適用の完了時の、電磁外科手術用熱灼プローブの図１１Ａの実施形態の組織内の電磁エネルギーの浸透図である。

本開示の特定の実施形態を、添付図を参照して本発明の以下において説明するが、説明する実施形態は、単に例示的な開示であり、さまざまな形態で実体化され得ることが理解されるべきである。周知の、または反復する機能、構造は、不必要または冗長な詳細で本開示を不明瞭にすることを避けるため詳細には説明しない。それゆえ、本明細書で開示される特定の構造および機能の詳細は、限定するように解釈されるべきではなく、単に請求の範囲のための基盤として、かつ実質的に任意の適切な詳細構造において、本開示をさまざまに用いるように当業者に教示する代表となる基盤として解釈されるべきである。

図面において、および以下に続く説明において、従来のように、「近位」という用語は、利用者に近い方の器具の端部を指し、一方「遠位」という用語は、利用者から離れた方の端部を指す。

図１は、本開示によるマイクロ波熱灼システム１０の一実施形態を示す。マイクロ波熱灼システム１０は、ケーブル１５によりコネクタ１６に接続される電磁外科手術用熱灼プローブ１００を備え、当該コネクタが、さらにアンテナプローブ１００を発生器アセンブリ２０に操作可能に接続し得る。発生器アセンブリは、熱灼エネルギー源、例えば、約９１５ＭＨｚ〜約２４５０ＭＨｚの範囲のマイクロ波またはＲＦエネルギー源でもよい。ケーブル１５は、追加的または代替的に、冷却源１８から電磁外科手術用熱灼プローブ１００に冷却液を提供するように構成された導管（明確に図示せず）を提供してもよい。

より詳細には、図２は、シャフト・アセンブリ１０１、およびシャフト１０１の遠位端に配置された円錐フード１３０を有する、電磁外科手術用熱灼プローブ１００の一実施形態を示す。円錐フード１３０は、その近位に配向された頂端部１３１（例えば、幅狭の端部）、およびその遠位に配向された開口基端部１３２（例えば幅広の端部または口）を有して配置される。

図２Ａおよび図２Ｂで分かるように、シャフト・アセンブリ１０１は、内側導体１０３、内側導体１０３の周りに同軸に配置された誘電体１０４、および誘電体１０４の周りに同軸に配置された外側導体１０５を有する、同軸の供給線１０２を備える。供給線１０２の遠位端では、内側導体１０３および誘電体１０４は、外側導体１０５を越えて伸長する。遠位の放射区域のシリンダ１２４は、内側導体１０３の遠位端に連結される。遠位の放射区域の円錐１２０は、その近位端１２１で、遠位の放射区域のシリンダ１２４の遠位端１２５に連結される。実施形態では、遠位の放射区域のシリンダ１２４および遠位の放射区域の円錐１２０は、一体的に形成されてもよい。内側導体１０３、遠位の放射区域のシリンダ１２４、および遠位の放射区域の円錐１２０は、限定しないが、溶接、はんだ付け、圧着、またはねじ切りのある締結を含む、任意の適した接着方法により連結されてもよい。

供給線１０２の近位端は、約９１５ＭＨｚ〜約５ＧＨｚの範囲のマイクロ波熱灼エネルギー源に、操作可能に連結されてもよい。

図６Ｆで分かるように、バラン短絡部１１０、バラン外側導体１１２、およびバラン絶縁体１０６を備えるバラン１０９は、熱灼パターンを画定し得る、例えば、プローブの遠位端への熱灼パターンを制限または焦点を合わせ得る、高インピーダンスのＲＦ経路を提供する。バラン１０９は、ＲＦエネルギーが遠位に、例えば、流体流入路１４１または流体流出路１４４に沿って伝播することを防ぎ得る。バラン短絡部１１０は、供給線１０２の外側導体１０５の周囲に同軸に配置され、電気的に結合される。バラン外側導体１１２は、供給線１０２の周りに同軸に配置され、そこからバラン絶縁体１０６によりバラン外側導体１１２の長さに沿って隔離される。バラン絶縁体１０６は、バラン外側導体１１２と外側導体１０５との間に同軸に配置される。バラン短絡部１１０およびバラン外側導体１１６は、電気的に結合されてもよい。バラン短絡部１１０は、通常、リング状、または切頂の管状形状を有し、バラン絶縁体１０６の近位端１０７に配置される。

バラン外側導体１１２は、バラン短絡部１１０の遠位端１１１に隣接するその近位端１１３を有し、遠位に伸長する、実質的に管状形状を有する。バラン外側導体１１２の遠位端１１４は、バラン絶縁体１０６の遠位端１０８と実質的に隣接して位置決めされる。バラン絶縁体１０６は、プローブのマイクロ波性能を高めるため、例えば所望の熱灼パターンを提供するために、バラン外側導体１１２の遠位端１０４を越えて遠位に伸長してもよい。

分割管１４０は、ハイポチューブ１１６とシャフト・アセンブリ１０１の内側コンポーネント、例えば供給線１０２および／またはバラン１０９のコンポーネントとの間に同心円状に配置され、ハイポチューブ１１６と分割管１４０との間に流体流出路１４４、および分割管１４０と供給線１０２および／またはバラン１０９との間に流体流入路１４１を画定する。その近位端で、流体流入路１４１は、生理食塩水または脱イオン水のような冷却源と流体連通してもよい。その遠位端で、流体流入路１４１および流体流出路１４４は、円錐フード１３０の内部体積と流体連通する。分割管１４０の遠位端は、ハイポチューブ１１６の遠位端を越えて遠位に突出してもよい。ハイポチューブ１１６は、十分に強力な、任意の導電性の耐熱材料、例えばステンレス鋼から形成されてもよい。円錐フード１３０の近位の頂端部１３１は、ハイポチューブ１１６の遠位端と係合する寸法の開口部（明確には図示せず）を備えてもよい。円錐フード１３０は、溶接、はんだ付け、圧着、接着剤のような任意の適した接着方法により、または一体形成により、ハイポチューブ１１６に連結されてもよい。

膜１３４は、流体チャンバ１３６を画定するため、円錐フード１３０の遠位開口１３２の円周をまたがって配置される。膜１３４は、低導電性の任意の適した高周波透過材料、限定しないが、例えば本明細書で説明される円錐の放射構造を含む、エネルギー送達システムから組織へマイクロ波熱灼シグナルを効果的に透過できる材料で形成されてもよい。膜１３４は、剛性材料から形成されてもよく、または可撓性および／またはエラストマー性材料から形成されてもよい。膜１３４は、流体の通過に耐える任意の結合方法により、遠位開口１３２にシールされる。遠位の放射区域の円錐１２０の遠位面１２２は、膜１３４の近位面１３５と同一平面配置で位置付けられてもよい。

使用において、冷却液、例えば生理食塩水または脱イオン水（明確には図示せず）は、流体流入路１４１を遠位に通って流体チャンバ１３６に流れ込み、流体流出路１４４を近位に通って流れる。流体チャンバ１３６は、冷却液で満たされるようになってもよい。この方法における冷却液の循環は、組織の熱灼温度、熱灼パターンの制御を支援し得、および／または少なくとも一部、冷却液の誘電特性に起因してインピーダンス整合を向上し得る。実施形態では、本開示の精神および範囲から逸脱することなく、流体流入路１４１および流体流出路１４４の関連位置は、本明細書で上述される、例えば反対方向に向かう（流体流入路１４１が流体流出路１４４の周囲に同軸に画定され得る）、または１つ以上の縦方向のリブにより画定されるものと異なってもよい。

図３で最もよく表される一実施形態では、誘電層１６０は、円錐フード１３０の表面上に、追加的または代替的に、ハイポチューブ１１６の長さに近接する周囲に配置されてもよく、これが付加的にインピーダンス整合および熱灼パターン制御を支援し得る。追加的または代替的に、誘電層１６０は、特定の熱灼パターン（明確には図示せず）を形成するため、マイクロ波エネルギーを指向する、および／または緩和するように配列された多層および／または複数区域を備えてもよい。マイクロ波熱灼エネルギーは組織に送達するために、供給線１０２により、マイクロ波熱灼エネルギー源（明確には図示せず）から、遠位の放射区域の円錐１２０まで伝導される。

次に図４を見ると、本開示によるマイクロ波熱灼プローブ２００の一実施形態は、膜１３４’により提供された一致する開口（明確には図示せず）を介して突出する遠位の放射先端１７０を備える。先端１７０は、組織と接触するように適合される、遠位に向いた頂部１７３（例えば突端）を有する円錐形状を有する。遠位の放射区域のシリンダ１７１は、供給線１０２の遠位端から先端１７０の近位の基部１７２に伸長する。シール１７２が提供され、冷却チャンバ１３６内に冷却液を収容するように適合されている。シール１７２は、限定しないが熱耐性のエラストマー性材料を含む、任意の適した耐熱性材料から形成されてもよい。先端１７０は、ポリテトラフルオロエチレン（米国、デラウェア州、ウィルミントンのＥ．Ｉ．ｄｕＰｏｎｔｄｅＮｅｍｏｕｒｓａｎｄＣｏ．により製造されるａ．ｋ．ａ．ＰＴＦＥまたはＴｅｆｌｏｎ（登録商標）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）などのような、非資源材料で被覆われてもよい。

本開示による、図５に描写されるさらに別の実施形態では、マイクロ波熱灼プローブ２１０は、実質的にロッド状または細長い円筒形状を有する遠位の放射区域２１１を備える。遠位の放射区域のシリンダ２１１は、供給線１０２の遠位端から冷却チャンバ１３６の内部部分に伸長する。遠位の放射区域２１１の近位端は、供給線１０２の内側導体１０３に操作可能に連結される。

本開示によるさらに別の実施形態が図７、図８Ａ、図８Ｂ、および図８Ｃで提示され、ここでマイクロ波熱灼プローブ２２０は、円錐フード１３０の遠位開口１３２の円周の周りに配置された適合する開口１８０を備える。適合する開口１８０は、限定しないが、エラストマー性材料、編み材料、メッシュ材料、導電材料、および誘電材料を含む、任意の適した材料で構築されてもよい。一実施形態では、適合する開口１８０はステンレス鋼メッシュから形成される。図８Ａ、図８Ｂ、および図８Ｃで最もよく示されるように、適合する開口１８０のコンプライアント特性、および追加的または代替的に、膜１３４は、熱灼処置の間、同じように組織Ｔとの向上した接触を成し遂げることができる。使用において、冷却圧は、膜１３４、適合する開口１８０、および組織Ｔの間に所望の接触を成し遂げるため、内側または外側へと膜１３４を変形させるように調節されてもよい。

次に図９Ａ、図９Ｂ、および図９Ｃに移り、本開示による実施形態が提示され、ここでマイクロ波熱灼プローブ２３０が曲がった、または角のある区域を有するシャフトを備える。例えば、限定しないが、そして図９Ａで最もよく示されるように、シャフト２３１は、約９０°の角度を有する予め形成された屈曲部２３２を備えてもよい。他の想定される実施形態（明確には図示せず）では、屈曲部２３２は、約３０°、約４５°、または約７５°のような、任意の予め形成された角度を形容してもよい。図９Ｂでは、マイクロ波熱灼プローブ２４０は、シャフト２４１の遠位端と円錐フード１３０との間に、円錐フード１３０に対してシャフト２４１の角度調節を容易にするように構成される、調節可能なジョイント２４２を備える。一想定される実施形態では、ジョイント２４２は、シャフト２４１を所望の角度に位置付けるため摩擦の前負荷を克服した後、摩擦の前負荷が設定角度を維持することにより、外科医がシャフトの所望の角度を設定できるように、その間に十分な摩擦または前負荷を有するボールおよびソケット配置を備える。さらに別の実施形態では、シャフト２４１とフード１３０との間の角度は、例えば、シャフト２４１の近位端、またはそこに操作可能に連結されたハウジング（明確には図示せず）上で、アクチュエータ（明確には図示せず）を扱うことにより変更されてもよい。

図９Ｃでは、本開示による別の実施形態が提示され、ここでマイクロ波熱灼プローブ２５０は、限定しないが、アルミニウムのような可鍛性材料から少なくとも一部形成される可鍛性シャフト２５１を備える。使用において、外科医は、可鍛性シャフトを手動操作して所望の形状に形成してもよい。鋳型（明確には図示せず）が提供され、シャフトを所望のプロファイルに曲げる支援をしてもよい。

円錐フード１３０を有するマイクロ波熱灼プローブ１００を製造する方法は、次の図６Ａ〜図６Ｊの参照とともに本開示により示される。本明細書で提供される方法の工程は、本開示の範囲および精神から逸脱することなく、本明細書で提示される組み合わせ、提示と異なる順で行われてもよいことが理解されるべきである。

図６Ａで示されるように、同軸の供給線１０２は、内側導体１０３、誘電体１０４、および外側導体１０５を有して設けられる。その遠位端では、内側導体１０３および誘電体１０４は、外側導体１０５を越えて伸長する。開示される方法の一実施形態では、外側導体１０５の遠位部分を切り取って内側導体１０３および誘電体１０４を露呈させるため、剥離器具が使用されてもよい。

図６Ｂを参照すると、遠位の放射区域のシリンダ１２４が設けられ、任意の適した方法の取り付けにより、限定しないが、例えばレーザー溶接により、内側導体１０３に取り付けられる。図６Ｃで示されるように、放射円錐１２０は、概ね円錐形状を有し、近位の頂端部１２１で、遠位の放射区域のシリンダ１２４の遠位面１２５に連結するように寸法化された、切断を備えて設けられる。放射円錐１２０は、限定しないが、ねじ部品のレーザー溶接のような任意の適した接着方法により、遠位の放射区域のシリンダ１２４に取り付けられる。

次に図６Ｄを参照すると、バラン絶縁体１０６が同軸の供給線１０２に貼り付けられる。バラン絶縁体１０６は、限定しないが、ポリマー塗膜を貼り付けることにより、および／または熱収縮性チューブ（例えばポリオレフィン）を位置付け、そしてその温度を上昇させて同軸の供給線１０２に熱収縮性チューブを適合させるような、任意の適した方法により貼り付けられてもよい。バラン短絡部１１０は、任意の適した方法の電気接続、例えばはんだ付け、溶接、またはレーザー溶接により、供給線１０２の外側導体１０５に電気的に結合される。バラン外側導体１１２は、図６Ｅおよび図６Ｆで分かるように、プローブのコア・アセンブリ１４５を形成するように、バラン絶縁体１０６を覆って位置付けられてもよい。

次に図６Ｇを見ると、同心円状の分割管１４０は、プローブのコア・アセンブリ１４５を覆って位置付けられる。一実施形態では、分割管１４０の表面とプローブのコア・アセンブリ１４５の表面との間に少なくとも１つの支持材が配置され、分割管１４０を通る冷却液の流れを容易にするように適合される。図６Ｈで分かるように、ハイポチューブ１１６は、同心円状の分割管１４０を覆って位置付けされる。円錐リフレクタ１３０は、円錐リフレクタ１３０の近位の頂端部に配置された近位開口１３１が、図６Ｉで示されるように、その間に接合点を形成しながらハイポチューブ１５０の遠位端の周囲に実質的に位置付けられるように、ハイポチューブ１１６と軸配列で位置付けられる。円錐リフレクタ１３０は、レーザー溶接を含む任意の適した取り付け方法により、当該接合点でハイポチューブ１１６に取り付けられる。代替的な実施形態では、ハイポチューブ１１６および円錐リフレクタ１３０は、限定しないが、例えば冷間圧延、鍛造、および／またはダイカストにより一体的に形成される。

図６Ｊを参照すると、膜１３４は、任意の適した取り付け方法、限定しないが、例えば接着剤、圧延圧着、および／または加熱溶接により、円錐リフレクタ１３０の遠位開口１３２の円周に取り付けられる。一実施形態では、シート素材、または膜１３４材料は、まず張力下に置かれ（例えば、縦横に引き伸ばされ）、張力下のまま遠位開口１３２の円周に取り付けられ、その状態で膜１３４を形成するように遠位開口１３２の円周の周囲に整えられる。適合する開口１８０は、円錐リフレクタの遠位の基部開口の円周に取り付けられてもよい。

比吸収率（ＳＡＲ）とは、プローブと組織との接触面における温度上昇の初期率に比例する測定単位であり、プローブにより生成されるエネルギー（例えば熱灼パターン）の量および形状を評価するために使用され得る。図１０は、本開示によるマイクロ波熱灼プローブのＳＡＲパターンを描写している。誘電層１２６は、放射円錐１２０上に備えられてもよく、これが器具と組織との間のインピーダンス整合を向上させ得る。図１１Ａおよび図１１Ｂはそれぞれ、熱灼措置の開始および終了における、開示されるプローブの別の実施形態のＳＡＲパターンを示す。

本開示で説明した実施形態は、限定的ではなく例示的であることを意図し、本開示の実施形態全てを示すことを意図するものではない。先に開示した実施形態のさらなる変化、並びに他の特徴および機能、またはそれらの選択が、以下の特許請求の範囲において、文言通りおよび法で認められる均等物として説明されるように、本開示の精神および範囲から逸脱することなく、多くの他の異なるシステムまたはアプリケーションに成すか、または望ましいように組み合わせることができる。

Claims

内側導体、その周囲に同軸に配置された外側導体、およびその間に配置された誘電体を有する同軸の供給線と、
冷却チャンバに冷却液を循環させるように構成された、前記同軸の供給線の周囲に同軸に配置された管状カテーテルと、
その遠位端で裾広がりの開口を有する、前記管状カテーテルの周囲に同軸に配置されたハイポチューブと、
前記裾広がりの開口内に配置され、前記内側導体に操作可能に連結された放射区域と、
前記冷却チャンバを画定するために前記裾広がりの開口を囲う膜と、を含む電磁外科手術用熱灼プローブ。
前記膜が、低導電性の高周波透過材料から構築される、請求項１に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。
前記膜が、接着剤、圧着、および加熱溶接の少なくとも１つにより、前記裾広がりの開口の円周に取り付けられる、請求項１に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。
前記裾広がりの開口の円周上に配置された適合するメッシュをさらに備える、請求項１に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。
前記適合するメッシュがステンレス鋼から形成される、請求項４に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。
前記放射区域が、近位に配向された頂部および遠位に配向された基部を画定する形状において実質的に円錐状である、請求項１に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。
前記基部が、前記膜と少なくとも部分的に同じ場所にある、請求項６に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。
前記放射区域の遠位端が前記膜を介して伸長する、請求項１に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。
前記放射区域が、形状において実質的に円筒状である、請求項１に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。
マイクロ波熱灼エネルギー源と、
前記マイクロ波熱灼エネルギー源に操作可能に連結され、内側導体、その周囲に同軸に配置された外側導体、およびその間に配置された誘電体を有する同軸の供給線と、
前記同軸の供給線の周囲に同軸に配置され、冷却チャンバに冷却液を循環させるように構成された前記管状カテーテルと、
その遠位端で裾広がりの開口を有する、前記管状カテーテルの周囲に同軸に配置されたハイポチューブと、
前記裾広がりの開口内に配置され、前記内側導体に操作可能に連結された放射区域と、
前記冷却チャンバを画定するために、前記裾広がりの開口を囲う膜と、を含む電磁外科手術用熱灼システム。
前記膜が、低導電性の高周波透過材料から構築される、請求項１０に記載の電磁外科手術用熱灼システム。
前記膜が、接着剤、圧着、および加熱溶接の少なくとも１つにより前記裾広がりの開口の円周に取り付けられる、請求項１０に記載の電磁外科手術用熱灼システム。
前記裾広がりの開口の円周上に配置された、適合するメッシュをさらに含む、請求項１０に記載の電磁外科手術用熱灼プローブ。