JP2015521873A - 電気外科用切除器具 - Google Patents

Abstract

生体組織に高周波電磁エネルギを与えるための電気外科用切除器具（１００）は、器具（１００）の器具先端部（１０４）の下側を覆うように装着された整形された誘電体材料片を含む保護カバー（１２０）を有する。保護カバー（１２０）は、器具先端部（１０４）の下に存在し得る組織を治療中の損傷から保護するためのシールドとして機能する。器具（１００）は、腸穿孔が懸念される消化管、または腫瘍もしくは他の異常が切除、切開、もしくは除去される際に門脈もしくは膵管の損傷が生じ得る膵臓において行われる手術に特に有用であり得る。

Description

発明の分野
本発明は、高周波および／またはマイクロ波周波数エネルギを生体組織に送達するための電気外科用装置に関する。特に、本発明は、組織を切断するための高周波（ＲＦ）エネルギおよび／または止血のためのマイクロ波周波数エネルギを送達する（つまり血液凝固を促進することにより損傷した血管を封止する）ことが可能な電気外科用器具に関する。本発明は特に、たとえば腸のポリープを除去するための下部および上部ＧＩ管と関連付けられる消化管（ＧＩ）手術、すなわち内視鏡による粘膜下組織切除に特に好適であり得る。本発明は、精密内視鏡手術、すなわち精密内視鏡切除にも適用され得、耳、鼻、および喉の手術、ならびに肝臓切除において使用され得る。装置は、膵臓に関連付けられる手術に対処するため、たとえば門脈または膵管の近傍にある腫瘍または異常を除去するためにも使用され得る。

発明の背景
外科切除は、ヒトまたは動物の体内から臓器の断片を除去する手段である。そのような臓器には血管が多い場合がある。組織が切断される（分割または横切される）と、細動脈と呼ばれる小さな血管が損傷するかまたは断裂する。当初の出血後、出血点を塞ごうとして血液が凝血となる凝固カスケードが続く。手術中には患者は可能な限り血液を失わないことが望ましく、したがって血液の出ない切断をもたらすように様々な装置が開発されている。内視鏡手術については、出血が生じること、および可能な限り迅速に、もしくは好都合に対処されないことも望ましくない。なぜなら、操作者の視界が血流で見えにくくなることがあり、手術を終了させることが必要となり、代わりに別の方法、すなわち開腹術を用いることになり得るからである。

鋭い刃の代わりに、高周波（ＲＦ）エネルギを用いて生体組織を切断することが知られている。ＲＦエネルギを用いて切断する方法は、（細胞のイオン成分によって補助される）組織マトリクスを電流が流れると、組織を横切る電子の流れに対するインピーダンスが熱を発生させるという原理を用いて作用する。組織マトリクスに純粋な正弦波が与えられると、細胞内で十分な熱が生成されて、組織の水分を蒸発させる。ゆえに細胞膜によって制御することができないほど細胞の内圧が大きく上昇し、細胞の断裂を招く。広範囲にわたってこれが生じると、組織が横切されたことがわかる。

上記の原理は薄い組織では明快に作用するが、脂肪組織ではあまり効果的ではない。なぜなら、電子の通過を補助するためのイオン成分が少ないからである。これは、脂肪の蒸発の潜熱は水よりもはるかに大きいため、細胞の内容物を蒸発させるために必要とされるエネルギがはるかに大きいことを意味する。

ＲＦ凝固は、あまり効率的でない波形を組織に与えることにより作用し、それにより、蒸発される代わりに、細胞の内容物はおよそ６５℃に加熱される。これは、脱水によって組織を乾燥させ、血管壁中のたんぱく質と、細胞壁を構成するコラーゲンとを変性させることにもなる。たんぱく質の変性は、凝固カスケードへの刺激として機能し、したがって血液の凝固が高まる。同時に壁中のコラーゲンが変性され、ロッド状分子からコイルに変化し、血管が収縮して寸法が小さくなり、血塊に係留点が与えられ、塞ぐべき面積が小さくなる。

しかし脂肪組織が存在する場合は、電気的効果が減少するため、ＲＦ凝固はあまり効率的ではない。ゆえに脂肪出血を封止することは非常に困難である可能性がある。清潔な白い縁を有するのではなく、組織は、黒くなり焼けた外観を有する。

実際には、ＲＦ装置は、切断および凝固出力の間に中間波頂率がある波形を用いて動作し得る。

英国特許第２４７２９７２号は、その対向する表面上に第１および第２の導電層を有する第１の誘電体材料のシートから形成されるプレーナ伝送線路を含むスパチュラの形態の電気外科用器具について記載している。プレーナ伝送線路は、マイクロ波またはＲＦエネルギをプレーナ伝送線路に送達するように配置された同軸ケーブルに接続され、同軸ケーブルは、内側導体、内側導体と同軸の外側導体、および外側導体と内側導体とを離間させる第２の誘電体材料を含む。内側導体および外側導体は、接続界面において第２の誘電体を越えて延在して、伝送線路の対向する表面と重なり、第１の導電層および第２の導電層それぞれに電気的に接触する。第１の導電層は、同軸ケーブルに当接する伝送線路の端部から離間されて、外側導体を第１の導電層から分離し、また間隙の距離は、マイクロ波源から送達されるエネルギのインピーダンスを生体組織のインピーダンスとマッチングさせることと関連がある。第１および第２の導電層の幅も、伝送線路と同軸ケーブルとの間でインピーダンスマッチングを生じさせるのに役立つように選択される。

英国特許第２４７２９７２号に記載のスパチュラ構造は、同軸供給線と端部放射セクションとの間に望ましい挿入損失をもたらすが、それぞれ空気と生体組織とに接触すると、スパチュラのエッジに望ましい反射損失特性ももたらす。より詳細には、構造体に沿った挿入損失は、注目する周波数において０．２ｄＢ未満、反射損失は−１ｄＢ未満（より負の値）、好ましくは−１０ｄＢ未満であり得る。これらの特性は、同軸ケーブルと伝送線路スパチュラ構造体との間の良好にマッチングした接合部も示し、それによりマイクロ波電力がスパチュラに効率的に入射される。同様に、スパチュラのエッジが空気または関心対象でない生体組織に露出すると、反射損失は実質的にゼロであり得る（つまり自由空間または望ましくない組織にはごくわずかな電力しか放射されない）が、望ましい生体組織に接触すると、反射損失は−３ｄＢ未満（より負の値）、好ましくは−１０ｄＢ未満となり得る（つまり、スパチュラの大部分の電力が組織に伝達される）。

英国特許第２４７２９７２号で論じられている器具は、プレーナ伝送線路のエッジからマイクロ波エネルギを放射して、局所化された組織除去または凝固を生じさせることを意図したものである。

英国特許第２４７２９７２号は、上述のスパチュラはＲＦ切断部分が一体化されていてもよいことも開示している。ＲＦ切断部分は、上述の第１および第２の導電層を、ＲＦエネルギのための能動電極およびリターン電極として用いることにより形成され得る。この配置は、能動電極およびリターン電極が互いに近接しているということを利用すればよく、したがって優先的なリターンパスを設定して、遠隔リターンパッドまたは高導電性液、つまり生理的食塩水が２つの電極間に存在する必要なしに、局所的な組織切断動作が起こることが可能となる。

この例では、ＲＦ切断部分は、プレーナ伝送線路に結合されたＲＦ電圧源と、高周波マイクロ波エネルギが低周波ＲＦエネルギ源に戻ることを防ぐためのローパスフィルタと、低周波ＲＦエネルギが高周波マイクロ波エネルギ源に戻ることを防ぐためのハイパスフィルタとを含む周波数ダイプレクサ／デュプレクサ部（または信号加算器）を備え得る。一例では、周波数ダイプレクサ／デュプレクサを用いて、発電機においてマイクロ波およびＲＦエネルギ源を組合せ、単一チャネル、たとえば同軸ケーブル、導波管アセンブリまたは撚り線対に沿ってスパチュラ構造体に送達することを可能にし得る。ＲＦ切断エネルギは、組織に単体で送達されてもよいし、マイクロ波エネルギに混合もしくは追加して同時に送達して、融合動作モードを設定してもよい。

発明の概要
最も概略的には、本発明は、英国特許第２４７２９７２号で論じられているスパチュラの概念に対して発展をもたらすことである。英国特許第２４７２９７２号では、スパチュラの下側は保護カバーを含み、保護カバーは、下側導電層に重なり、スパチュラの下に存在し得る組織を治療中の損傷から保護するためのシールドとして機能する整形された誘電体材料片を含む。保護カバーは、腸穿孔が懸念される消化管、または腫瘍もしくは他の異常が切除、切開、もしくは除去される際に門脈もしくは膵管の損傷が生じ得る膵臓において行われる手術に特に有用であり得る。

保護カバーは、異なる機能に適合化されるスパチュラに適用され得る。たとえば、ここで企図される発明の局面は、生体組織を切断するための高周波（ＲＦ）エネルギを送達するのに適合化されたスパチュラと、ＲＦおよびマイクロ波周波数エネルギの両方を別個にまたは同時に送達するのに適合化されたスパチュラと、ＲＦおよび／またはマイクロ波周波数エネルギをするのに適合化され、かつ治療部位に対して流体（液体または気体）を送達するかもしくは除去するための格納可能な針を有するスパチュラとを含む。たとえば、針を用いて、気体、たとえばアルゴンを導入して、表面凝固（熱的）または滅菌（非熱的）のための熱的または非熱的プラズマを発生させ得る。ＲＦおよび／またはマイクロ波電界を用いて、このプラズマにぶつかり、このプラズマを持続または生成させ得る。保護カバーは、通路、たとえば凹状チャネルを含んでもよく、格納可能な針がそこを通って進行するか、またはたとえば医療目的もしくは洗浄目的で、針を使用することなく流体をそこを通って送達することができる。

本発明によれば、生体組織に高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギを与えるための電気外科用切除器具が設けられ得る。器具は、第１の誘電体材料からなる平面物体を含む器具先端部を備え、第１の誘電体材料は、その第１の表面上の第１の導電性要素を、その第２の表面上の第２の導電性要素から離間させ、第２の表面は、第１の表面と逆方向に面し、さらに、内側導体、内側導体と同軸の外側導体、および内側導体と外側導体とを離間させる第２の誘電体材料を含む同軸送りケーブルを備え、同軸送りケーブルは、ＲＦ信号を伝えるためのものであり、さらに、器具先端部の下側を覆うように装着された第３の誘電体材料片を含む保護カバーを備え、内側導体は、第１の導電性要素に電気的に接続され、外側導体は、第２の切断要素に電気的に接続されて、器具先端部がＲＦ信号を受信することを可能にし、第１および第２の導電性要素は、能動電極およびリターン電極として機能して、平面物体の遠位側部分からのＲＦ信号に対応するＲＦ ＥＭ放射を発するように配置され、保護カバーは、平面物体から離れる方に面する滑らかに輪郭形成された凸状の下面を有する。

第１および第２の導電性要素は、ＲＦエネルギのための局所的なリターンパス、つまり第１および第２の導電性要素の間に搬送されるべきＲＦエネルギのための低インピーダンスルートを設けるように配置され得る。第１および第２の導電性要素は、第１の誘電体材料の対向する表面上に形成された金属被膜層であり得る。第１および第２の導電性要素は、器具先端部が生体組織と接触する接触領域において局所的な電界を設定するように配置され得る。局所的な電界は極めて高い可能性があり、たとえば生体組織と接触する平面物体の遠位側部分においてマイクロプラズマ（つまり高熱プラズマ）が形成され得る。マイクロプラズマは、効率的な切断を実現する点で望ましい場合がある。第１および第２の導電性要素は、遠位側部分においてかつ遠位側部分に隣接して、部分、たとえばめっき領域を含み得る。めっき領域は、チタン、タングステンなどといったたとえば１５００℃以上の高融点を有する導電性材料からなる。そのような材料を用いることで、マイクロプラズマの高温が第１および第２の導電性要素を腐食させることを防ぎ得る。第１および第２の導電性要素は、高融点導体上に堆積またはめっきされた、低融点を有する導電性材料（たとえば銀、金等）からなる接続部分も含み得る。接続部分は、たとえばはんだ付け等によって同軸ケーブルの内側導体および外側導体の接続を容易にし得る。一実施形態では、頂部に銀（Ａｇ）または金（Ａｕ）の層が堆積されたチタンタングステン（ＴｉＷ）シード層が使用され得る。同軸ケーブルの内側導体および外側導体が取付けられるべき領域においてのみ、つまりマイクロプラズマが生成されることになる側面に沿ってではなく、器具の近位端のみにおいて、低融点材料を高融点材料上に堆積してもよい。この配置は、同軸の伝送線路がプレーナ伝送線路に接続する点における電界は比較的低いはずであり、したがってこの点における温度は低融点材料の融点よりはるかに低いはずであるという事実に従う。

金属被膜層は、生体適合性材料、たとえば銀、チタンおよび金のうちのいずれかから形成され得る。以下の表１に、本装置について検討した材料の融点および沸点を示す。

一実施形態では、導電性材料を離間する第１の誘電体材料は、内側導体（能動）および外側導体（リターン）の間に優先的なリターンパスをもたらし得る。第１の誘電体材料が（たとえば空気より大きい）高誘電率を有し、遠位側部分における第１の誘電体材料の厚さ、つまり遠位側部分のエッジにおける第１および第２の誘電体材料の間隔が小さい、つまり１ｍｍ未満である場合、ＲＦ組織切断は器具先端部の遠位側部分において生じ得る。この配置は、電流が流れるために必要な優先的なリターンパスをもたらし得る。

保護カバーの下面は、その外周が滑らかに先細りになり、平面物体の側面と合流し得る。保護カバーの厚さも器具先端部の遠位端に向かって減少し得る。ゆえに、保護カバーの外側部分は凸状の輪郭を有し得る。下面には、長手方向に延在する凹状チャネルが形成され得る。先細りになったエッジの輪郭および凹状チャネルにより、保護カバーの下面は一対のリッジを含み得る。この形状により、器具が腸壁を掘削し腸穿孔を引起す危険性を低下させ得るか、または門脈もしくは膵管を損傷から保護し得る。保護カバーの特定の寸法（たとえば長さ、幅、厚さ等）は、使用目的および手術される身体の目的エリアに適するように適合化され得る。

保護カバーは、腸壁（または他の生体組織）等に貼り付かないセラミックまたは生体適合性プラスチックなどの、生体適合性非導電性材料から形成され得る。代替的に、カバーは、金属材料、たとえばチタン、スチールから形成され得るか、または多層構造であり得る。第１または第２の導電性要素のどちらが第１の誘電体材料の下側にあっても取付けられ（たとえば接合され）得る。しかし一実施形態では、保護カバーは第１の誘電体材料と同じ材料から形成され得る。保護カバーおよび第１の誘電体材料は、単一体として一体に形成され得る。この配置では、１つ以上の平坦なスロットを単一体に形成（たとえば切断）して、導電性材料を挿入させ、第１および／または第２の導電性材料を形成し得る。

器具先端部は、平面物体のサイドエッジの間で、その遠位端において湾曲していてもよい。湾曲は、平面物体の面において放物線を描き得る。保護カバーの遠位端は、同様に湾曲してもいてもよい。この形状により、器具先端部が生体組織に対して鋭角を呈することを防ぐ。この形状により、同じ方向または長手軸に垂直な方向への切断に加えて、装置の長手軸に対して斜めの方向に切断が行われることも可能となり得る。

器具は、流体（たとえば生理的食塩水）を器具先端部に送達するための流体送り導管も含み得る。流体送り導管は、流体を治療部位に送達するために保護カバーを通る通路を含み得る。通路は、保護カバーの凹状チャネルに配置される出口を含み得る。流体（液体または気体）は、同軸の送りケーブル内に形成された対応する通路を通って器具（保護カバー）に運ばれ得る。流体送り導管は、他の材料、たとえば気体または固体（たとえば粉体）を治療部位に送達するためにも使用され得る。一実施形態では、流体（生理的食塩水等）の注入を用いて、治療部位の生体組織を膨らませる。これは、器具が腸壁もしくは食道壁を治療するか、または腫瘍もしくは異常が近傍にある場合にこれらの構造体を保護し流体のクッションを形成するために門脈または膵管を保護するのに用いられる場合に特に有用であり得る。このように組織を膨らませることは、腸穿孔、食道壁の損傷もしくは膵管からの漏れ、または門脈の損傷等の危険性を低下させるのに役立ち得る。本発明のこの局面により、異常（腫瘍、新生物、しこり等）が繊細な生体構造体付近にある他の状態を治療することも可能となり得る。

別個の器具が当該領域にまたは治療中に挿入されると、（たとえば流体の漏れによる）収縮が起こり得るため、ＲＦおよび／またはマイクロ波エネルギを送達するのに同じ器具を使用することができることは利点である。同じ器具構造体を用いて流体を導入することができることにより、収縮が起こるとすぐに高さを戻すことが可能となる。また、脱水または切開を行い、かつ流体を導入するために単一の器具を用いることによって、ポリープ除去手術全体を行うのにかかる時間も短縮され、患者に害を及ぼす危険性を低下させ、かつ感染の危険性も減少させる。より概略的には、流体の注入は、治療領域を洗い流すため、たとえば無駄な生成物または除去された組織を取り除いて、治療の際により良好な視界をもたらすために用いられ得る。上述のように、これは特に内視鏡手術において有用であり得る。

流体送り導管は、保護カバーの凹状チャネル内の平面物体下に装着された針（たとえば皮下針）を含み得る。保護カバーは、流体送り導管を収容するためのガイド通路を含み得る。針の外径は、０．６ｍｍ未満、たとえば０．４ｍｍであり得る。針は、器具先端部の遠位端を越えて突出する配備位置と、器具先端部の遠位エッジからたとえば平面物体の下に後退されるかまたは平面物体の近傍に配置される格納位置との間で移動可能であり得る。針は、針の近位端または側における流体流に対して開いていてもよく、１つ以上の制御ワイヤを用いて移動させてもよい。たとえば、針の近位端は、同軸の送りケーブル内に形成された通路に対して開いていてもよい。針は、保護カバーに形成された貫通孔に装着されてもよい。針は、貫通孔との摺動可能な締り嵌めを形成し得る。針は貫通孔を塞ぎ、配備位置にある時、抵抗が最小の流体経路を針を貫通して生成する。この配置は、器具先端部の他の部分からの漏れを防ぎ得る。貫通孔は、保護カバーの下側、たとえば凹状チャネルに装着されたかまたは形成された管もしくは同様の静合支持面によって形成され得る。

器具は、同軸ケーブル、流体送り導管（存在する場合）、および制御ワイヤ（存在する場合）を器具先端部本体に運ぶためのスリーブを含み得る。器具先端部本体および保護カバーは、スリーブの遠位端に固定（たとえば接合）され得る。スリーブは、その近位端から器具先端部へのトルクの伝達を補助するための長手方向の組紐を含み得る。一実施形態では、編組ケーブルはＰｅｂａｘ（登録商標）材料からなり得、その内壁に金属組紐が取付けられたプラスチックの外側ジャケットを含み得る。この種のスリーブは、有用なトルク安定性をもたらし得、それによりスリーブの外側ジャケットの近位部分に取付けられたハンドルに与えられるねじり力が、スリーブの遠位端において器具の回転動作に正確に変形される。好ましくは、近位端と遠位端との間の遷移は１：１、つまり近位端での２０°のねじれは、器具先端部の２０°の回転につながるものとする。

針は、器具の近位端の好適なスライドアクチュエータによって作動され得る１つ以上の制御ワイヤによって保護カバーに対して摺動可能に移動可能である。好ましくは、針は、流体を針に運んで送達する流体供給通路に関して前後に摺動可能である。流体供給通路は、スリーブの一体部分であってもよいし、スリーブに静止して装着された管であってもよい。スリーブに対して移動しない導管を通して流体を針に運びつつ針を前後に移動させることができることで、流体送達管がスリーブの長さに沿って摺動しなければならない装置よりも直径が小さいスリーブ内に格納可能な針を設けることが可能となる。

スリーブはマルチルーメンチューブを含み得る。ルーメンは、押出しセパレータ要素をシングルルーメンチューブ内部に挿入することにより形成され得る。押出しセパレータ要素は、同軸ケーブルを案内するためのＵ字型チャネルと、流体送り導管および制御ワイヤを担持するための１つ以上の貫通孔とを含み得る。

スリーブの直径は、内視鏡の器具チャネルに嵌合することが可能となるように２．８ｍｍ未満であることが好ましい。スリーブにトルクを与えるためのハンドルは、内視鏡の制御装置に近い、スリーブの近位端に配置され得る。

器具は、スリーブの遠位端にキャップ要素を含み得る。キャップ要素は、同軸ケーブルと第１および第２の導電性要素との間の電気的接合部を覆う。キャップ要素は、熱収縮材料またはポッティング接着剤で形成され得る。このように接合部を保護することで、使用中に電気的接合部においてアークが生じることを防ぎ得る。特に、キャップ要素は、器具先端部において遠位電気接続を流体から封止するように配置される。マイクロ波エネルギが吸収されて加熱につながり、ブレードのエッジに沿ってエネルギが効率的に送達されなくなるため、または耐圧の低下によって装置が故障するかもしくはフラッシュオーバーすることになるため、同軸ケーブルが平行板プレーナ伝送線路に接続される接合部への流体の侵入は望ましくない。ポッティング接着剤は、接着剤の組合せを含み得る。たとえばＬｏｃｔｉｔｅ（登録商標）４３０４またはＬｏｃｔｉｔｅ（登録商標）４３０５などの低粘度および高粘度の紫外線硬化型医療認可接着剤を使用してもよい。低粘度接着剤は間隙を埋めるのに有用であり、低粘度接着剤は、非常に細い潜在的な流体経路に接着剤を吸い上げるのに有用である。

器具先端部は、マイクロ波周波数エネルギを受けるように配置されてもよい。同軸ケーブルは、ＲＦ信号とは別個に、または同時にマイクロ波信号を送るように配置されてもよい。第１および第２の導電性要素は、第１の誘電体要素上に配置されて近接場アンテナとして機能し、受信されたマイクロ波信号に対応するマイクロ波ＥＭ放射を放射し得る。

この実施形態は、器具がＲＦ信号およびマイクロ波信号では異なって「見える」能力を利用し得る。ＲＦ信号については、器具先端部は平行板コンデンサとしてモデル化され得る。第１および第２の導電性要素の間にＲＦ信号によって設定される電界は、第１および第２の導電層のエッジを平面物体のサイドエッジから後退させることによって、平面物体（第１の誘電体材料）に実質的に含まれることができる。ＲＦ切断を行うには、電界が平面物体外部に延在することが望ましい。本発明では、ＲＦ切断部分と称される領域において第１および第２の導電層のエッジを平面物体のサイドエッジまで延在させることによりこれを行うことが可能である。平行板コンデンサ（またはプレーナ伝送線路）の２つのプレートの間に設定され、かつブレードの１つ以上のエッジと接触することにより生体組織に結合されるＲＦ磁界は、制御されたマイクロプラズマを生じさせ得、マイクロプラズマは、組織切断プロセスを可能にするかまたは向上させ得る。

一方マイクロ波信号については、器具先端部は、２つの導電性プレートを離間する誘電体材料を表す平面物体との平行板伝送線路としてモデル化され得る。この場合のマイクロ波周波数ＥＭエネルギの放射パターンは、平面物体およびマイクロ波送り構造体の全体形状に依存する。この特定の例では、同軸の送り線（中心導体）と上側導電層との間の近位端における間隙は、ソースからのマイクロ波エネルギが、組織によって表される負荷インピーダンスとインピーダンスがマッチングすることを確実にする点で重要な役割を果たす。プレーナ伝送線路配置の全体長さは、同軸の伝送線路の（または同軸の伝送線路からの）インピーダンス（またはエネルギ送達）を生体組織と（または生体組織に）マッチングさせる点でも重要である。つまり、構造体は、４分の１波長インピーダンス変成器または半波長共振器を形成し得る。既知のシミュレーションツールを用いて、これは、どのエッジからマイクロ波周波数ＥＭエネルギが放射されるかを制御するようにモデル化され得る。たとえば、器具先端部は、平面物体の遠位端からのマイクロ波ＥＭ放射の放射を阻止するように構成され得る。

ここで、高周波（ＲＦ）とは、１０ｋＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲の安定した固定周波数を意味し、マイクロ波周波数は３００ＭＨｚ〜１００ＧＨｚの範囲の安定した固定周波数を意味し得る。ＲＦエネルギは、エネルギが神経刺激を引起すことを防ぐために十分高く、エネルギが組織漂白、または組織構造体に対する不必要な熱マージンもしくは損傷を引起すことを防ぐために十分低い周波数を有するものとする。ＲＦエネルギについての好ましいスポット周波数は、１００ｋＨｚ、２５０ｋＨｚ、４００ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、１ＭＨｚ、５ＭＨｚのうちいずれか１つ以上を含む。マイクロ波エネルギについての好ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚを含む。

図面の簡単な説明
添付の図面を参照して、発明の実施形態を以下で詳細に説明する。

発明の一実施形態である電気外科用器具の部分透明斜視図である。 図１の器具の正面図である。 図１の器具の上面図である。 図１の器具の側面図である。 図１の器具の断面側面図である。 配備構造にある針を示す、発明に係る電気外科用器具の放射セクションおよび格納可能な針の斜視図である。 格納構造にある針を示す、図６の放射セクションおよび格納可能な針の斜視図である。 器具に装着された格納可能な針の断面図である。 発明の一実施形態に係る電気外科用器具の端部の斜視図である。 図８に示す器具の断面側面図である。 発明の一実施形態に係る電気外科用器具のシャフトの断面図である。 発明の別の実施形態に係る電気外科用器具のシャフトの断面図である。 本発明で使用するのに好適な保護カバー部材の斜視正面図である。 本発明で使用するのに好適な保護カバー部材の斜視背面図である。 端部が湾曲されるにつれてスパチュラの長さがどのように適合化され得るかを例示する図である。 端部が湾曲されるにつれてスパチュラの長さがどのように適合化され得るかを例示する図である。 端部が湾曲されるにつれてスパチュラの長さがどのように適合化され得るかを例示する図である。 端部が湾曲されるにつれてスパチュラの長さがどのように適合化され得るかを例示する図である。 スパチュラの頂部導体と同軸送り装置との間の間隙が異なるスパチュラについてのシミュレーション構造を示す図である。 スパチュラの頂部導体と同軸送り装置との間の間隙が異なるスパチュラについてのシミュレーション構造を示す図である。 スパチュラの頂部導体と同軸送り装置との間の間隙が異なるスパチュラについてのシミュレーション構造を示す図である。 スパチュラの頂部導体と同軸送り装置との間の間隙が異なるスパチュラについてのシミュレーション構造を示す図である。 スパチュラの頂部導体と同軸送り装置との間の間隙が異なるスパチュラについての反射損失を示すグラフである。 スパチュラの頂部導体と同軸送り装置との間の間隙が異なるスパチュラについての反射損失を示すグラフである。 スパチュラの頂部導体と同軸送り装置との間の間隙が異なるスパチュラについての反射損失を示すグラフである。

詳細な説明、さらなる選択肢および優先項目
図１〜図９を参照して、発明の一実施形態である電気外科用器具１００について説明する。器具は、器具先端部１０４がその遠位端に接続されているスリーブ１０２を含む。スリーブ１０２は、軸方向に延在する（たとえば金属の）組紐が内部に封入された可撓性のポリマー材料（たとえばＰｅｂａｘ（登録商標））からなる。この配置は、トルク安定システムを形成する。組紐はスリーブの遠位端まで延在しなくてもよく、ゆえにマイクロ波エネルギの使用中に容量性コンダクタンスの結果として組紐を加熱する危険性を回避するために、組紐の端部と器具先端部の近位エッジとの間の長手軸に沿って測定されるたとえば１ｍｍ未満の）安全距離を導入する。組紐がないスリーブは、この安全距離間隙を越えて延在し得る。この配置は、プレーナ伝送線路の２つのプレートまたは同軸伝送線路の２つの導体が短絡するかまたは互いに接続されることも防ぐ。組紐構造体により、スリーブの近位端に与えられるトルクを、器具先端部１０４の回転動作に正確に変形させることが可能となる。便宜上、内部の構成要素の例示を可能にするために、図面ではスリーブ１０２を透明なものとして示す。実際の実施形態では、スリーブは不透明であり得る。

器具先端部１０４は、上側表面および下側表面上に金属被膜層１０５，１０７を有する誘電体ブロック１０６を含む。金属被膜層は、発明の第１および第２の導電性要素に対応する。金属被膜層は誘電体ブロック１０６の厚さによって離間され、英国特許第２４７２９７２号に開示されているものと同様の、バイポーラ放射スパチュラ構造体を形成する。

金属被膜層は、高融点導体、たとえばＷまたはＴｉから形成され得る。そのような配置において、同軸ケーブルが平行板プレーナ伝送線路に接続する領域の周囲に低融点導体を堆積して、同軸配置をプレーナ伝送線路にはんだ付けすることを容易にし得る。低融点導体は、銀（Ａｇ）または金（Ａｕ）であり得る。

図２に最も明確に見られるように、誘電体ブロックの遠位端は、湾曲した、たとえば放物線形状に形成される。この形状は、器具がその外側エッジにおいて鋭角を表さないようにするため、かつ複数の進行方向での使用を可能にするために好ましい。そのような鋭角は、腸壁が非常に薄い消化管などの繊細な組織構造体の環境で器具が使用される場合には望ましくない可能性がある。

スリーブ１０２は、可撓性の同軸送りケーブル１０８と流体送達構造体とを担持するルーメンを規定する。本実施形態では、流体送達構造体は、可撓性送りケーブル１０８と格納可能な針１１０との周囲のルーメン内の空間によって形成される通路を含む。スリーブ１０２は、針１１０を配備しかつ格納するための制御ワイヤ１１２を担持する。針の動作を以下で説明する。

同軸送りケーブル１０８の内側導体１１４は、同軸送りケーブル１０８の遠位端から突出し、金属被膜の上側層１０５（第１の導電性要素）に（たとえばはんだを用いて）電気的に接合される。同軸ケーブル１１６の外側導体は、組紐終端部１１８によって金属被膜１０７の下側層（第２の導電性要素）に電気的に結合される。組紐終端部１１８は、外側導体に電気的に接合される管状部と、誘電体ブロック１０６の下に嵌合し、かつ金属被膜の下側層１０７に電気的に接続される遠位方向に延在するプレート部１０９とを含む。

本実施形態では、整形された誘電体材料片１２０が誘電体ブロック１０６の下側表面に取付けられる。金属被膜の下側層１０７に固定されてもよい。整形された誘電体材料片１２０の下側は、消化管において行われる手術で使用されるのに特に適する構造を有する。長手方向において、整形された誘電体材料片１２０は、誘電体ブロック１０６に向かって（たとえば湾曲して）徐々に先細りとなる遠位部を含む。器具のこの部分は、使用の際に治療される組織、たとえば腸壁、食道壁、門脈、または膵管に近接している。このように湾曲した表面を呈することによって、腸壁もしくは食道壁の望ましくない穿孔、または門脈もしくは膵管の損傷を回避することができる。

図２に最も明確に見られるように、整形された誘電体材料片１２０の下側は、長手方向に延在する凹状チャネル１２２を有する。凹状チャネルは、格納可能な針１１０のための進入経路を規定する。チャネルの凹状性質は、整形された誘電体材料片の長手方向に延在するリッジ１２４によって、進入経路が両側に配置されることを意味する。

放射スパチュラ構造体の下側と係合する整形された誘電体材料片１２０の表面を図１２Ａおよび図１２Ｂにより詳細に示す。整形された誘電体材料片１２０の遠位端は、金属被膜の下側層１０７と接触するための平坦な上側層１２６を有する。組紐終端部１１８のプレート部１０９を収容するために、平坦な上側層１２６の近位端に向かって、矩形の凹部１２９が形成される。

整形された誘電体材料片１２０の近位端には、同軸送りケーブル１０８を収容し支持するために、Ｕ字型のチャネル１２８が形成される。図１２Ｂは、整形された誘電体材料片１２０の近位端の下側に同様のチャネル１３０が形成され、格納可能な針（図６および図７参照）のための案内導管を収容することを示す。整形された誘電体材料片１２０の近位端の外側表面は、円筒状であり、直径はスリーブ内部に嵌合するように選択される。

近位端と遠位端との間の整形された誘電体材料片１２０の側面には、一対の直立した翼部分１３２があり、その内側表面は放射スパチュラ構造体のそれぞれのサイドエッジと係合し、その外側表面はスリーブ１０２の内側表面と締り嵌めで係合する。

整形された誘電体材料片１２０は、熱伝導率が低いセラミックまたは他の材料からなることが好ましい。

別の実施形態では、誘電体１０６および整形された誘電体材料片１２０は一体に、つまり単一体として形成され得る。単一体には、導電性材料を収容して金属被膜の下側層（第２の導電性要素）を形成するために平坦なスロットが形成されて（たとえば切込まれて）いてもよい。スロットおよびしたがって金属被膜の下側層の厚さは、０．１ｍｍ以上、好ましくは０．２ｍｍ以下であり得る。

器具の全体寸法は、内視鏡の器具チャネルを通る挿入に好適であるようなものであり得る。ゆえに、スリーブの外径は２．８ｍｍ以下、たとえば２．７ｍｍであり得る。

図６、図７、図７Ａは、格納可能な針１３６を配備し格納するための制御ワイヤ１３８の動作を例示する。スリーブ１０２および整形された誘電体材料片１２０は、明確にするために図６および図７では省略されている。格納可能な針１３６は、針スリーブ１３４に摺動可能に装着され、針スリーブ１３４は、整形された誘電体材料片１２０の下側に形成されたチャネル１３０に固定される。格納可能な針１３６は、器具の遠位端から突出する配備位置（図６に図示）と、針の遠位端を器具の遠位端から後退させる格納位置（図７に図示）との間で摺動することが可能である。格納可能な針１３６は、針ベース部１４０の端部に取付けられ、従来のように好適な制御ワイヤ１３８を操作する（つまり適宜押すかまたは引っ張る）ことによって、針ベース部１４０自体がスリーブ内で摺動可能である。図６および図７に示されるように、制御ワイヤ１３８を針１３８と直列に溶接することが好ましい。これによって、よりコンパクトな配置が可能となるからである。代替的に、制御ワイヤは、図１に示すように、針または針ベース部の側面と当接し得る。

制御ワイヤ１３８が針１３６をその最大前方（配備）位置まで押すと、針ベース部１４０が針スリーブと当接して、封止を形成する。針ベース部１４０は、針が器具の外まで押出されることを防ぐ。図７Ａに示すように、同軸ケーブル１０８および格納可能な針１３６の外側のルーメン内の空間１３９は、たとえばユーザによって注入され得る流体をスリーブの近位端から運ぶための通路を形成する。針ベース部１４０の側壁に形成されるアパーチャ１４３（図７Ａに図示）は、ルーメン内の空間１３９と針１３６の近位端との間に流体流路をもたらす。これにより、スリーブ１０２内の流体導管の長さを進行してきた流体が針の近位端に進入し、針の先端を通って注出されることが可能となる。

図７Ａに示すように、制御ワイヤが案内導管１４１内を摺動し、圧縮されている際の制御ワイヤの座屈を防ぎ、それにより針の位置に対する制御の精度を向上させることができる。図１０および図１１を参照して以下で説明するように、案内導管１４１は、スリーブ内に装着される半剛性挿入物内に形成され得る。

格納位置では、針１３６の遠位端（つまり針の先端）は、患者の組織または内視鏡の内部構造体のいずれかに偶発的に引っかかることを防ぐために、針スリーブ１３４によって包囲され得る。針１３６は、生体組織に貫通させるために尖端で終端する皮下針であり得る。

生体組織を膨らませるかまたは持ち上げるための流体（生理的食塩水等）の注入は、器具が腸壁または食道壁を治療する場合に特に有用であり得る。たとえば、器具は、腸壁に平らに位置する無茎性ポリープを除去するのに特に有用であり得る。このように組織を膨らませることは、腸または食道の穿孔の危険性を低下させるのに役立ち得る。ＲＦおよび／またはマイクロ波エネルギを送達するのと同じ器具を流体を送達するのに使用することができることが有利である。なぜなら、別個の器具が当該領域にまたは治療中に導入されると、（たとえば流体の漏出による）収縮が生じ得るからである。同じ治療構造体を用いて流体を導入することができることにより、収縮が起こるとすぐに高さを戻すことが可能となる。また、単一の器具を用いて脱水または切開を行うことと、流体を導入することとにより、ポリープ除去手術を行うのにかかる時間も短くなり、患者に害を及ぼす危険性が低下し、かつ感染の危険性も低下する。より概略的には、流体の注入は、治療部位を洗い流すため、たとえば無駄な生成物または除去された組織を取り除いて、治療の際により良好な視界をもたらすために用いられ得る。これは特に、内視鏡手術において有用であり得る。

図８は器具先端部の図を示す。スリーブ１０２の遠位端がキャップ要素１４２内に「ポッティング」され、キャップ要素１４２は、放射スパチュラ構造体と同軸ケーブルとの間の電気的接合部を覆っている。キャップ要素１４２は、好適な熱収縮材料またはポッティング接着剤、たとえばＬｏｃｔｉｔｅ（登録商標）４３０４および／またはＬｏｃｔｉｔｅ（登録商標）４３０５などの紫外線硬化接着剤で形成され得る。このように接合部を保護することで、使用中に電気的接合部においてアークが生じることを防ぎ得る。使用される接着剤は、選択されるマイクロ波周波数において損失があったりエネルギを吸収してはならない。少量の接着剤を使用することにより、結合されるエネルギ量が最小化されることにもなる。マイクロ波電力が接着剤によって吸収されると、局所的な加熱と、ブレードのエッジにおいて利用可能なマイクロ波電力の損失とが引起されることになる。

図９は、器具の遠位端の概略的な断面図を示す。この図では、針１３６が配備されている。ここで、スリーブ１０２の遠位端は、直径が増大した幅広部分１４４を含む。幅広部分１４４は、遠位端においてより広い空間をもたらし、針配備機構により広いスペースを与え、同軸ケーブル１０８、放射スパチュラ構造体１０５，１０６，１０７、および整形された誘電体材料片１２０の間により強固な接続をもたらす。

図１０は、器具の遠位端に面するスリーブ１０２の断面図を示す。スリーブ１０２内には、半剛性の挿入物１４６が装着される。挿入物１４６は、スリーブ１０２の長さに沿った同軸ケーブル１０８およびプッシュワイヤ１１２の位置を維持するように配置される。挿入物１４６は、押出しプラスチック材料等の長さであり得る。図１０において、挿入物１４６は蹄鉄状の断面を有し、スリーブの内側表面を係合するための外側表面と、同軸ケーブル１０８を収容するためのＵ字型チャネルとを有する。プッシュワイヤを担持するため、および流体経路に空間を与えるために、２つの長手方向に延在する円形通路が挿入物内に形成される。プッシュワイヤの移動がスリーブのルーメン内で拘束されていない場合、たとえばプッシュワイヤがスリーブ内で横方向に動くことによってワイヤの制御が失われる可能性があるため、プッシュワイヤの位置を維持することが重要である。

本実施形態では別個の挿入物として示されるが、これらの通路は、たとえば単一の押出物として、またはスリーブ１０２の内側表面への接合もしくは溶接によって、スリーブ自体に組込まれてもよい。挿入物は、横方向の強度を発揮して、圧縮抵抗力および耐久性を装置に与え得る。

図１１は、別の押出し剛性挿入物１４８についての、図１０と同様の図を示す。半剛性挿入物１４６，１４８の効果は、共通のスリーブ１０２内に複数のルーメンを設けることである。

マイクロ波周波数エネルギを送達するのに使用される場合、放射スパチュラは、同軸の伝送線路から供給される共振マイクロ波構造体として挙動する。その機能は、スパチュラの先端付近の領域に近いかまたは接触する生体組織にマイクロ波エネルギを伝えることである。上述のように、放射スパチュラブレードの遠位端は湾曲しており、使用の際に、組織に対して鋭いエッジまたは角を呈することを回避する。マイクロ波エネルギの送達時にスパチュラの端部の形状を変化させる効果について、図１３〜図２３を参照して以下に述べる。

スパチュラは低インピーダンスのプレーナ伝送線路である。つまり、頂部メタルプレートと底部メタルプレートと間の電圧の、２枚のプレート中の（同等または逆の）電流に対する比率は３０Ω付近である（マイクロ波フィールドモデリングソフトウェアを用いて算出）。典型的に、スパチュラを供給する伝送線路のインピーダンスは５０Ωである。ゆえに、伝送線路およびスパチュラの端部に接触する生体組織は、スパチュラに対して高インピーダンスとなる。

各端部におけるインピーダンスの差は、通常は、スパチュラに対する電力の通路に対して部分的な障害を呈することになる。しかし、スパチュラが半波長の整数に近い長さである場合、共振効果によってスパチュラの端部の電圧が上昇し、端部の電流は低下するため、電力は同軸線路からスパチュラを通って組織へと容易に伝わる。この理由から、同軸の伝送線路の端部からスパチュラ（またはプレーナ伝送線路）の他端までのスパチュラの長さが、スパチュラの有効性において重要な役割を果たす。

スパチュラの長さが慎重に調整されるため、スパチュラの形状による波長の変更、プレート間の材料の誘電率、およびスパチュラの各端部の漏れ磁場を考慮して、スパチュラは動作周波数において半波長長さ付近である。実際には、この長さは、多くのシミュレーションおよび／または実験によって経験的に求めることができる。

スパチュラの端部の形状の変化の効果は、スパチュラの端部のキャパシタンスの変化の観点から理解することができる。

スパチュラの端部の形状が変化された場合、これはキャパシタンスの変化をもたらすため、スパチュラの共振周波数が変化するか、または換言すれば、スパチュラは動作周波数で共振するための正確な長さではなくなる。

しかし、共振に戻すようにスパチュラの全体長さを調整することができる。必要な長さ調整への良好な概算は、スパチュラの面積を端部が丸められる前の値に戻すのに必要とされるものである。これは、キャパシタンスを以前の値に戻すように調整することと同等である。

キャパシタンスは、コンデンサの面積に比例する。スパチュラの端部が半円または楕円に丸められた場合は、図１５に示すように、余分な矩形部が、半円形の端部を作成するように切り落とされた部分と同じ面積を有するように、長さを増大させなければならない。

ゆえに、必要とされる余長は、スパチュラの丸められた部分の長さのおよそ０．２１５倍である。丸められた端部が長さ３ｍｍであれば、必要とされる余長は約０．６４ｍｍである。この長さの増大は、スパチュラの実際の形状でシミュレーションによってテストされ、最適値に近いことが分かった。モデルの長さは、最適値を求めるために経験的に調整され、実際には０．６ｍｍであった。

共振周波数の変化は、接続部の幾何学的形状を５０Ωの同軸ケーブルに変化させることによって、スパチュラの他端のキャパシタンスを変化させることにより補正してもよい。これを行う簡単なやり方は、スパチュラの頂部プレートと同軸線路との間隙を変化させることである。

スパチュラの概略形状を図１７に示し、間隙が０．４ｍｍのスパチュラの側面図を図１８に示す。間隙が０．１ｍｍのスパチュラの側面図を図１９に示し、拡大した側面図を図２０に示す。

図２０では、スパチュラの頂部プレートと同軸線路との間隙が、スパチュラの共振周波数を調整するのに使用することができるコンデンサを形成する。間隙が減少すると、キャパシタンスが増大し、共振周波数が低下する。

図２１は、間隙が０．４ｍｍである１０．６ｍｍ長さのスパチュラについての反射損失を示す。最良の反射損失は、５．８ＧＨｚ付近である。

図２２および図２３は、間隙がそれぞれ０．３ｍｍおよび０．１ｍｍである１０ｍｍ長さのスパチュラについての反射損失を比較する。図２２において、０．３ｍｍの間隙では最良の反射損失は６ＧＨｚであり、図２３において、０．１ｍｍの間隙では最良の反射損失は５．８ＧＨｚ付近であることが分かる。

間隙が０．１ｍｍの装置を正確に製造することは困難であり得るため、スパチュラの長さを増大させて調整して全体形状を変化させる解決策が好ましい場合がある。しかし、はんだを付ける際にはいずれにせよ生じ得る頂部プレートの厚さの増大といった、スパチュラのケーブル端部におけるキャパシタンスを上昇させる他のやり方も使用され得る。

ケーブルとスパチュラとの間の接続部の周囲に実際に実現される幾何学的形状を正確に表すことは困難であり得るため、最良の手法は、容易に作られ、反復可能な幾何学的形状を目指すことである。

この例では、ＲＦ切断部分は、プレーナ伝送線路に結合されたＲＦ電圧源と、高周波マイクロ波エネルギが低周波ＲＦエネルギ源に戻ることを防ぐためのローパスフィルタと、低周波ＲＦエネルギが高周波マイクロ波エネルギ源に戻ることを防ぐためのハイパスフィルタとを含む周波数ダイプレクサ／デュプレクサ部（または信号加算器）を備え得る。一例では、周波数ダイプレクサ／デュプレクサを用いて、発電機においてマイクロ波およびＲＦエネルギ源を組合せ、単一チャネル、たとえば同軸ケーブル、導波管アセンブリまたは撚り線対に沿ってスパチュラ構造体に送達することを可能にし得る。ＲＦ切断エネルギは、組織に単体で送達されてもよいし、マイクロ波エネルギに混合もしくは追加して同時に送達して、融合動作モードを設定してもよい。
米国特許出願公開第２０１０／０２４９７６９号は、組織を封止するためのマイクロ波鉗子を開示している。対向する爪は、生体組織にマイクロ波エネルギを放射するための１つ以上のマイクロ波アンテナを含む。
米国特許出願公開第２００３／０１３０６５８号は、電気絶縁体が第１の電極を異なる第２の電極から分離する電気外科用切断器具を開示している。第２の電極は、リターン電極として挙動することを促進するように整形される。凝固作用をもたらすために、第２の電極上に形成された絶縁層上に第３の電極が装着され得る。

本発明によれば、生体組織に高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギを与えるための電気外科用切除器具が設けられる。器具は、第１の誘電体材料からなる平面物体を含む器具先端部を備え、第１の誘電体材料は、その第１の表面上の第１の導電性要素を、その第２の表面上の第２の導電性要素から離間させ、第２の表面は、第１の表面と逆方向に面し、さらに、内側導体、内側導体と同軸の外側導体、および内側導体と外側導体とを離間させる第２の誘電体材料を含む同軸送りケーブルを備え、同軸送りケーブルは、ＲＦ信号を伝えるためのものであり、さらに、器具先端部の下側を形成するように装着された第３の誘電体材料片を含む保護カバーを備え、内側導体は、第１の導電性要素に電気的に接続され、外側導体は、第２の導電性要素に電気的に接続されて、器具先端部がＲＦ信号を受信することを可能にし、第１および第２の導電性要素は、平面物体の遠位側エッジまで延在して、能動電極およびリターン電極として機能して、平面物体の遠位側エッジからのＲＦ信号に対応するＲＦ ＥＭ放射を発するＲＦ切断部分を形成し、保護カバーは、平面物体から離れる方に面する滑らかに輪郭形成された凸状の下面を有し、下面は、一対のリッジの間に形成された長手方向に延在する凹状チャネルを含む。

Claims (24)

1. 生体組織に高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギを与えるための電気外科用切除器具であって、前記器具は、
   第１の誘電体材料からなる平面物体を含む器具先端部を備え、前記第１の誘電体材料は、その第１の表面上の第１の導電性要素を、その第２の表面上の第２の導電性要素から離間させ、前記第２の表面は、前記第１の表面と逆方向に面し、さらに、
   内側導体、前記内側導体と同軸の外側導体、および前記内側導体と前記外側導体とを離間させる第２の誘電体材料を含む同軸送りケーブルを備え、前記同軸送りケーブルは、ＲＦ信号を伝えるためのものであり、さらに、
   前記器具先端部の下側を覆うように装着された第３の誘電体材料片を含む保護カバーを備え、
   前記内側導体は、前記第１の導電性要素に電気的に接続され、前記外側導体は、前記第２の切断要素に電気的に接続されて、前記器具先端部がＲＦ信号を受信することを可能にし、
   前記第１および第２の導電性要素は、能動電極およびリターン電極として機能して、前記平面物体の遠位側部分からのＲＦ信号に対応するＲＦ ＥＭ放射を発するように配置され、
   前記保護カバーは、前記平面物体から離れる方に面する滑らかに輪郭形成された凸状の下面を有する、電気外科用切除器具。
2. 前記カバーの下面は、その外周が滑らかに先細りになり、前記平面物体の側面と合流する、請求項１に記載の器具。
3. 前記保護カバーの厚さは、前記器具先端部の遠位端に向かって減少する、請求項１または２に記載の器具。
4. 前記遠位側部分のエッジにおける前記第１および第２の導電性要素の間隔は１ｍｍ未満である、先行する請求項のいずれかに記載の器具。
5. 前記第１および第２の導電性要素の各々は金属被覆層を含み、前記金属被覆層は、前記第１の誘電体材料の対向する表面上に形成される、先行する請求項のいずれかに記載の器具。
6. 前記金属被覆層の各々は、チタンまたはタングステンなどの１５００℃より高い融点を有する金属から形成されるめっき領域を含む、請求項５に記載の器具。
7. 前記第１の導電性要素は、そのめっき領域と前記内側導体との間に第１の接続部分を含み、前記第２の導電性要素は、そのめっき領域と前記外側導体との間に第２の接続部分を含み、前記第１および第２の接続部分は、銀または金などの１２００℃未満の融点を有する導電性材料からなる、請求項６に記載の器具。
8. 前記保護カバーは、セラミックまたは生体適合性プラスチックから形成される、先行する請求項のいずれかに記載の器具。
9. 前記保護カバーおよび前記第１の誘電体材料は、単一体として一体に形成される、請求項１〜７のうちいずれか１項に記載の器具。
10. 前記器具先端部は、湾曲した遠位エッジを有する、先行する請求項のいずれかに記載の器具。
11. 流体を前記器具先端部に送り、前記器具の外に送達するための流体送り導管を含む、先行する請求項のいずれかに記載の器具。
12. 前記流体送り導管は、前記器具先端部に流体を搬送するためのルーメンを規定するスリーブを含み、前記スリーブは、器具先端部本体とその遠位端に固定された前記保護カバーとを有し、前記ルーメン内に前記同軸ケーブルを担持するように配置される、請求項１１に記載の器具。
13. 前記スリーブの前記ルーメンの遠位端に装着された流体送達機構を含み、前記流体送達機構は、前記ルーメンから前記保護カバーを通って流体を送達するように動作可能である、請求項１２に記載の器具。
14. 前記保護カバーの下面は、そこに形成された長手方向に延在する凹状チャネルを有し、前記流体送達機構は、前記保護カバーの前記凹状チャネル内の前記平面物体の下方に装着された格納可能な針を含む、請求項１３に記載の器具。
15. 前記格納可能な針は、前記器具先端部の前記遠位端を越えて突出する配備位置と、前記器具先端部の前記遠位エッジから後退される格納位置との間で移動可能である、請求項１４に記載の器具。
16. 前記スリーブは、その近位端から前記器具先端部へのトルクの伝達を補助するために長手方向の組紐を有する、請求項１２〜１５のうちいずれか１項に記載の器具。
17. 前記スリーブはマルチルーメンチューブを含む、請求項１２〜１６のうちいずれか１項に記載の器具。
18. 前記スリーブは、シングルルーメンチューブ内部に挿入された押出しセパレータ要素を含み、前記押出しセパレータ要素は、前記同軸ケーブルを案内するためのＵ字型チャネルと、流体が前記スリーブに沿って流れるための１つ以上の長手方向の通路とを含む、請求項１７に記載の器具。
19. 前記スリーブの外径は２．８ｍｍ以下である、請求項１２〜１８のうちいずれか１項に記載の器具。
20. 前記スリーブの前記遠位端においてキャップ要素を含み、前記キャップ要素は、前記同軸ケーブルと前記第１および第２の導電性要素との間の電気的接合部を覆う、請求項１２〜１９のうちいずれか１項に記載の器具。
21. 前記キャップ要素は、不浸透性の絶縁ポッティング材料から形成される、請求項１２〜２０のうちいずれか１項に記載の器具。
22. 前記同軸ケーブルは、ＲＦ信号とは別個にまたは同時にマイクロ波信号を送るように配置され、前記第１および第２の導電性要素は、前記第１の誘電体材料上に配置されてアンテナとして機能し、受信されたマイクロ波信号に対応するマイクロ波ＥＭ放射を放射する、先行する請求項のいずれかに記載の器具。
23. 異常、たとえば無茎性ポリープを下部および／または上部ＧＩ管から除去するための、先行する請求項のいずれかに記載の器具。
24. 門脈または膵管の近傍において腫瘍の切除または除去を行うための、先行する請求項のいずれかに記載の器具。

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