JP2018538058A - 治療部位でマイクロ波エネルギーを放射し液体を排出するための電気手術器具 - Google Patents

Abstract

血管凝固または滅菌のいずれかを実行するよう放射マイクロ波場を生成すること（ｉ）、及び消化管潰瘍の治療のために例えばアドレナリンといった液体を目標領域へと排出すること（ｉｉ）、の両方が可能な電気手術装置。マイクロ波エネルギーを用いることが、凝固中に組織におけるインピーダンスを変化させることによる影響を受けず、かつ与えられた時間内に高レベルの凝固を達成できる制御された凝固を可能にする。装置は、その内面に形成された誘電材料を有する中空の内導体を含む同軸伝送線を有するプローブチップを備える。液体輸送チャネルは、誘電材料の内部に置かれる。プローブチップは、同軸伝送線からマイクロ波エネルギーを受けるよう連結された導電素子を含み、導電素子はプローブチップから外側にマイクロ波ＥＭ場を放射するための放射アンテナ構造を形成する。

Description

本発明は、体内の目標領域に液体を投与するため、及び例えば同じ目標領域で血管を凝固させるためのマイクロ波場を放射するための電気手術器具に関する。本発明はさらに、電気手術器具を組み込む電気手術装置に関する。

マイクロ波エネルギーは、例えば消化管内で血液を凝固させることで止血するのに用いられ得ることが知られている。さらに、より重篤、または大出血である場合、アドレナリンといった液体薬品を出血部位へ投与するのが望ましいことが知られている。従来、これを行うために、アドレナリンを注入するためには出血が発生した体腔からマイクロ波放射器を取り除く必要があった。これは、アドレナリンが注入される全期間において、血流のせき止めを低減するマイクロ波凝固が起こり得ないことを意味する。

その最も一般的な点では、本発明は、血液の凝固を行うよう放射性（すなわち非イオン化）マイクロ波場を生成すること、及び目標領域に液体、例えば消化管潰瘍の治療のためのアドレナリンを排出することの両方が可能な電気手術装置を提供する。本明細書では、「マイクロ波場」、「マイクロ波放射線」、「マイクロ波エネルギー」または類似の用語は、４００ＭＨｚから１００ＧＨｚ、より好ましくは１ＧＨｚから６０ＧＨｚの周波数を持つ電磁放射線を指す。考慮された特定の周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ及び２４ＧＨｚである。マイクロ波エネルギーを用いることは、凝固した組織のインピーダンスの効果によって制限されず、かつ与えられた時間内で高レベルの凝固を得られる制御された凝結を可能にする。マイクロ波の使用はさらに、バイポーラＲＦ凝固といった他の技術よりもやけどによる負傷リスクが低いことを表す。

前述の二重機能性を達成するために、本発明は細長いプローブを備えた電気手術器具を提供してもよく、細長いプローブはマイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを送るための同軸伝送線、マイクロ波エネルギーを受けるために同軸伝送線の遠位端に連結されたプローブチップ、及び細長いプローブを通じてプローブチップへと液体を送るために同軸伝送線の内側に配置された液体チャネルを有し、同軸伝送線は中空の内導体、外導体、内導体を外導体から分離する第１誘電材料、及び中空の内導体の内面上にある中空の第２誘電材料を備え、液体チャネルは中空の第２誘電材料の内部に配置され、プローブチップはそこを通じて走るプローブチップチャネルを有し、プローブチップチャネルはその遠位端にある開口部で終結し、プローブチップは同軸伝送線からマイクロ波エネルギーを受けるよう接続された導電素子を含み、導電素子はプローブチップから外側にマイクロ波ＥＭ場を放射するための放射アンテナ構造を形成する。

本明細書では、「伝導」及び「導体」への言及は、文脈が他のものを指し示さない限り、電導を意味する。

導電素子は、放射アンテナ構造を形成するために内導体及び外導体のうち少なくとも１つに接続されてもよい。

プローブチップは、同軸伝送線の遠位端を越えて中空の第２誘電材料の継続を備えてもよい。したがってプローブチップチャネルは、中空の第２誘電材料の継続によって定義された経路を含むかまたは経路で構成されてもよい。同軸伝送線の遠位端は、外導体が終結するところで定義されてもよい。中空の内導体はさらに、導電素子の全てまたは一部を形成するところでプローブチップへと延びてもよい。

プローブチップは、第３誘電材料から形成されたチップ本体を備えることが望ましく、チップ本体は同軸伝送線の遠位端に接続される。例えば、第３誘電材料は、中空の第２誘電材料の継続の上に取り付けられてもよい。したがってプローブチップチャネルは、第３誘電材料を通じて走ってもよい。第３誘電材料は、第１誘電材料及び／または第２誘電材料と同じかまたは異なっていてもよい。

１つの実施形態では、内導体及び外導体は、プローブチップで半波長ループへと結合されてもよく、放射されたマイクロ波ＥＭ場はループ内部に形成されたＨ場である。

使用中、プローブチップは、例えば内部出血の部位、または消化管潰瘍といった治療目標領域に配置される。装置は、血管凝固のために放射アンテナ構造が非イオン化マイクロ波放射線を放射するマイクロ波放射線モード（ｉ）と、液体が液体源から、目標領域へと排出され得る液体チャネルへと供給される液体送達モード（ｉｉ）の２つのモードで動作可能である。このモードは、液体チャネルを液体で満たすことで達成されてもよい。

プローブチップは、同軸伝送線の遠位端に接続された近位端と、それに対向する遠位端を有し、遠位端は電気手術器具の使用中に目標領域と接してもよい。プローブチップチャネルは、プローブチップの近位端及び遠位端と結合する。開口部は、プローブチップチャネルの遠位端に配置される。使用中、開口部は、液体送達のために目標領域へのアクセスを提供する。

中空の、例えば皮下注射針は、液体チャネルの内部に供給されてもよく、中空の針の第１端は、液体チャネルと流体連通し、中空の針の第２端は、液体チャネルからプローブチップチャネルの開口部を通じて目標領域へと液体を送達するために配置される。針の第２端は、開口部の近位にあるプローブチップチャネルの内部に配置されることが好ましい。使用中、液体送達モードでは、液体は液体源から液体チャネルへと供給され、そこから針の第１端へと入り、針に沿って流れ、またはプローブチップチャネルの外側に配置された針の第２端がプローブチップチャネルの外側に置かれる場合には針の第２端でプローブチップチャネルへと出て、開口部から出る。

針が放射アンテナ構造としての機能を持つよう、針は内導体へと連結されてもよく、かつ開口部から１／４波長の奇数で露出してもよい。

針は、引込位置と露出位置の間で調節可能であってもよく、針が露出位置にある時、針の第２端がプローブチップの外部に、すなわち目標領域に接するかまたは密に隣接しており、針が引込位置にある時、針の第２端がプローブチップの内部に留まるのが好ましい。あるいは、針が引込位置にある時、針の第２端はプローブチップが連結された同軸伝送線の内部に全てが戻るよう引き込まれてもよい。針の引込は、放射アンテナ構造によるマイクロ波場の放射中に針が露出位置にないということをユーザが確認できるようにする。

露出位置と引込位置間における針の調節を行うために、電気手術器具は、針調節手段と共に提供されてもよく、例えば、ガイドワイヤは針の第１端に、または針の第１端の付近に取り付けられてもよく、ガイドワイヤは液体チャネルに沿って通過し、それにより針の調節は液体チャネルの近位端から制御され得る。これは、装置の使用中における針の調節を可能にする。

針が露出位置にある時にマイクロ波場の放射を防ぐために、同軸伝送線の内導体は軸方向隙間を有してもよく、針調節手段は、針が引込位置にある時に内導体における隙間を埋めるよう配置された伝導リングを含んでもよい。針が露出位置にある時、伝導リングはもはや内導体における隙間を埋めないように配置され、電気接続を遮断し、よって電力はプローブチップに送られず、マイクロ波場の放出を防ぐ。

あるいは、針が露出位置に配置されているかされていないかを検出するのにセンサが用いられてもよい。可能性のあるセンサは、リターンロスセンサ、近接検出装置、または光検出器を含む。そういったセンサは、針が露出位置にあることを検出し、マイクロ波放射線モードにおける装置の動作を防いでもよい。

針供給管がさらに、目標領域に投与される液体を含む針を供給するために針の第１端に取り付けられてもよい。このように、液体の送達はより慎重に制御することができ、投与するために全てのチャネルを液体で満たす必要がなく、液体のより経済的な使用が期待できる。

針の少なくとも一部は、プローブチップチャネル内に配置されてもよく、かつ安定性を向上させるためにプローブチップチャネルの壁に取り付けられてもよい。露出位置と引込位置間の調節中に針の縦軸がプローブチップチャネルの縦軸（すなわち、同軸伝送線の軸と並ぶ軸）に対する配向を変えないことを確実にするために、針がプローブチップチャネルの壁にある針誘導構造に配置されてもよい。これは、例えば、器具の使用中における調節中に針が生体組織を横方向に傷つけないことを保証し得るといったような針の調節中におけるより優れた制御を可能にする。

針の最大直径は、開口部の最小直径またはプローブチップチャネルの最小直径よりも小さくてもよい。この場合、針とプローブチップチャネルの壁の間に流体密封シールを形成するよう、プラグが供給されてもよい。

そういったシールは、液体が露出位置にある時には針から目標領域へと液体の注入を可能にするが、針が引込位置にある時にはプローブチップへと血液または他の体液の逆流を防いでもよい。プラグは、開口部を塞ぐ非剛性または弾性的に変形可能な素材から形成されてもよく、それにより針が露出位置にある時には流体密封シールを形成するようプラグは針の外面に内側の圧力を与え、針が引込位置にある時にはプラグの弾性的に変形可能な性質はプラグを通じる穴が存在しないこと、すなわち針が通過可能な穴をシールが遮断することを確実にする。プラグの最も外側端は、プローブチップの面と同一平面に置かれてもよく、かつ連続した面を形成するような形状であってもよい。あるいは、プラグはプローブチップチャネルの内部に配置されてもよく、その最も外側端は開口部から間隔を置いている。プラグはシリコンゴムから作られてもよい。

導電素子は、放射モノポールアンテナとして機能するよう構成されることが好ましい。円筒状に等方性のマイクロ波場を放射するために、プローブチップは円筒状に対称であってもよく、使用中にマイクロ波場の配向がプローブチップの回転とは無関係であることを確実にする。体内に挿入された時にプローブチップを正しい配向に操作するのが困難である可能性があるため、これは有用である。プローブは、ドーム状、円錐状、または円錐台形状であってもよい。これらの形状は、治療中にプローブチップが圧力を加えるのに用いられることを可能にする。プローブチップが円筒状に対称である時、プローブチップチャネルの縦軸（すなわち同軸伝送線の軸と並ぶ軸）は、プローブチップ自体の円筒状に対称な軸と平行であることが好ましい。プローブチップの対称軸がプローブチップチャネルの縦軸と同じであることが、より好ましい。プローブチップチャネルは、プローブチップの対称軸に沿って見られた時、プローブチップの中心に置かれてもよい。プローブチップの代替的形状は、半球状遠位端を持つ円筒形状、及びボール形状を含む。プローブチップは細長い形状であってもよく、すなわち縦軸の方向におけるプローブの長さがプローブチップの最小直径よりも長くてもよい。これは、マイクロ波放射線モードでの動作時に、血管に沿って分布した凝固を引き起こすためにプローブが使用中に血管に沿って並ぶことを可能にする。あるいは、第３誘電材料はディスク状であってもよい。

プローブチップチャネルは、少なくともその間のインターフェースの近くで同軸伝送線の軸と並んでもよい。

第３誘電材料は、低損失で、機械的に強固な材料であることが好ましい。ここで、「低損失」とは、実質的なエネルギーロスがなくマイクロ波が材料へ通過し得る材料を指す。材料は、０．０１以下の誘電正接を有していることが好ましく、０．００１以下であることがより好ましい。さらに、第３誘電材料は、器具の使用中、プローブチップに大きな変形を起こすことなく出血部位に機械的圧力を加え得るような十分な剛性があることが好ましい。第３誘電材料は、ＭＡＣＯＲといったような、ＰＥＥＫ、ＰＴＦＥまたはセラミックのうちの１つであってもよい。第３誘電材料は、第１誘電材料と同じであってもよく、かつ第１誘電材料と連続していてもよい。

内導体は、プローブチップチャネルを結合する壁の内面上の伝導シェルに電気接続されてもよい。伝導シェルは、プローブチップチャネルへの同軸伝送線の内導体の縦方向延長部であることが好ましい。

伝導シェルは、プローブチップの第３誘電材料を通じてマイクロ波を送信することが可能なロッド状アンテナとして機能してもよい。放射モノポールアンテナを形成するためにプローブチップチャネルの内面が伝導シェルに覆われる時、針は例えば伝導シェルの内面全体を覆うか、あるいは針が前記内面に接する部分のみを覆い得る絶縁材料の層によって前記伝導シェルから絶縁されるのが好ましい。

伝導シェルを取り囲む第３誘電材料の存在は、例えば以下に論じられるようなインピーダンス整合変圧器を用いて例えば反射電力の量を削減することによって、組織へと送達されるエネルギーを高めることができる。

あるいは、内導体は、プローブチップチャネルを結合する壁の面上の伝導シェルに電気接続されてもよく、伝導シェルはプローブチップチャネルの遠位端を通過して延び、その後プローブチップの外面上の伝導コーティングを形成するよう自身の上に戻って湾曲するか結合する。伝導コーティングはプローブチップ全体を覆ってもよく、かつ内導体と外導体間の短絡を防ぐために同軸伝送線の外導体から電気的に絶縁される、すなわち外導体に電気接続されていなくてもよい。伝導コーティングは、伝導コーティングと外導体の間のプローブチップの遠位端でリング状の隙間によって外導体から電気的に絶縁されてもよい。隙間の空気は、必要な隔離を供給してもよい。あるいは、絶縁バンドが２つの間に供給されてもよい。より均一で、連続したマイクロ波場を確保するために、伝導シェルは、以下に論じられるように自身へと戻って湾曲するか結合し、その遠位端におけるプローブチップチャネルの端部は、鋭角な端部よりはむしろ滑らかに湾曲した端部または傾斜した端部であってもよい。

同軸伝送線の外導体は、不平衡給電を形成するよう接地されてもよく、またはアンテナに平衡給電を形成するよう浮かされていてもよく、すなわち両方の導体における電圧は上下する。

可能な限り効果的にマイクロ波エネルギーを目標領域へと送達するために、放射アンテナ構造のインピーダンスは、採用されたマイクロ波場の周波数で目標領域の組織のインピーダンスと整合して配置されることが好ましい。インピーダンスを血液のインピーダンスと整合させる場合、これは確実にマイクロ波場が効果的かつ容易に制御される凝固を引き起こすことを可能にする。インピーダンスの整合は、同軸伝送線の遠位端とプローブチップとの間に配置された１／４波変圧器によって達成されてもよい。この変圧器の長さは、第３誘電材料がＭＡＣＯＲである場合おおよそ５．５ｍｍ、または第３誘電材料がＰＥＥＫである場合おおよそ７ｍｍであってもよい。さらに、キャパシタンスまたはインダクタンスリアクタンス整合スタブは、インピーダンスの虚数部分から整合するよう用いられてもよい。

液体チャネルは、同軸伝送線の第２誘電材料の内面によって定義されてもよい。第２誘電材料は、例えばツールが中空を通過する時に導体のひっかきを防ぐための保護コーティングとなってもよい。同軸伝送線は、中空の第２誘電材料を形成する誘電材料の内部管で形成されてもよい。中空の内導体は、前記内部管の周囲を取り巻く伝導テープの層を含んでもよい。テープは、銀テープ、銅テープまたは銀めっきの銅テープを含んでもよい。第１誘電材料は、内導体の周囲を取り巻く誘電テープで形成されてもよい。外導体は、内導体を作る伝導テープに類似しているかまたは同一の伝導テープの層で形成されてもよい。第４誘電材料で作られた保護ジャケットは同様に、外導体の外面に供給されてもよく、第４誘電材料は第１、第２及び第３誘電材料のうちのいずれか１つと同じであってもよい。

さらに、液体チャネルは、内導体及び／またはその上に覆われた保護コーティングとは別体である内腔構造の一部として提供されてもよく、内腔構造は外壁を有し、その内面は液体チャネルを結合する。液体チャネルを含む内腔構造は、内導体の内部に供給されてもよい。そのため内腔構造は、その最大外径が同軸伝送線の内導体の最小内径よりも小さくてもよい。このように、内腔構造は空間効率を向上させるために同軸伝送線内部に置かれ得る。

液体チャネルに加えて、内腔構造は、カメラ、材料、液体またはガス等といった追加的ツールをプローブチップへ、そして目標領域へと運ぶための第２チャネルを含んでもよい。第２チャネルは、液体チャネルよりも大きくてもよい。

内腔構造内に第２チャネルがある場合、プローブチップは第２プローブチップチャネルを含んでもよく、内腔構造内の異なるチャネルに運ばれるアイテムの混合／抵触／巻き込みを防ぐために、液体チャネル及び第２チャネルは、それぞれがプローブチップチャネル及び第２プローブチップチャネルと流体連通する。特に、プローブチップチャネル内の針で、単体でも、液体チャネルを満たすことで針に液体を投与できるよう、液体チャネルは針の第１端と流体連通してもよい。内腔構造内で針の第１端と流体連通している他のチャネルがない場合、液体が異なるチャネルに入るリスクは最小限に抑えられる。針調節手段は、内腔構造の液体チャネル内にのみ置かれてもよく、針は液体チャネルと流体連通するプローブチップチャネル内にのみ置かれてもよい。

内腔構造は、その外面が内導体の内面と同一平面上になるように同軸伝送線の内導体の内部に嵌合するよう構成された細長の、実質的に円筒形状の構造であってもよい。内導体の内面上に保護コーティングがある場合、内腔構造は保護コーティングの内面と同一平面上にあってもよい。液体チャネルは、内腔構造の外壁及び仕切壁のうち少なくとも１つによって定義されたオフセンターチャネルとして形成されてもよい。内腔構造の残りはその後、以下に記述されるように追加的ツール、材料、液体またはガスをプローブチップに運ぶのに用いられてもよい。

内腔構造は、ＰＥＢＡＸ、ナイロン、ポリイミド、Ｋａｐｔｏｎ（登録商標）またはＰＴＦＥといった柔軟性のある材料で作られることが好ましい。これは、内腔構造が細長いプローブの曲がりに沿って曲がり、さらに曲げの最中に捻れないよう十分な剛性を残していることを可能にする。

液体チャネルがプローブチップ及び／または針にその血管収縮特性のために利用され得るアドレナリンを運ぶよう配置されることが好ましい。あるいは、液体チャネルは、血管を収縮させるかまたは部位を洗浄する例えば生理食塩水といった液体を運ぶのに配置されてもよく、それによりエネルギーがその後出血を止めるために加えられ得る。

内導体の内面によって定義された中空の直径を最小化するために、同軸伝送線を作り上げる内導体及び外導体の厚さは最小化されるのが好ましい。さらに、例えば５．８ＧＨｚでの許容可能なレベルのロスを保証するよう、第１誘電材料の厚さが最小化されることを保証するよう内導体及び外導体の厚さは選択されるべきである。

同軸伝送線の外径は１０ｍｍ未満であり、５ｍｍ未満であることがより好ましい。同軸伝送線の外径は２．５ｍｍ未満であることがより好ましい。よって、細長いプローブは、内視鏡、腹腔鏡等といった外科用スコーピング装置の器具チャネルの内部に嵌合するサイズであってもよい。内導体を外導体から分離する第１誘電材料は、１ｍｍ未満の厚さであってもよく、０．５ｍｍ未満の厚さであることがより好ましい。第１誘電材料の誘電率は、５未満であってもよく、３未満であることがより好ましく、２．５未満であることが最も好ましい。第１誘電材料は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）であってもよい。

あるいは、ＰＴＦＥより高い空気量を持つ低密度材料が第１誘電材料に用いられてもよい。例えば、１．６と１．８の間の誘電率を有し得る、低ロスで低密度のＰＴＦＥが用いられてもよい。あるいは、１．３と１．５の間の誘電率を持つ微小孔性ＰＴＦＥが用いられてもよい。これは、同軸伝送線に沿うマイクロ波の伝達に関する低電圧のよって可能となる。第１誘電材料の厚さを最小化するために、材料は単層のみであることが好ましい。

内導体または外導体のうち少なくとも１つは、銀から作られてもよい。内導体及び外導体の厚さは、５０μ未満であってもよく、２５μ未満であることがより好ましく、１０μ未満であることが最も好ましい。これらの厚さは、同軸伝送線に沿ってマイクロ波エネルギーを伝達するのには十分であるが、中空の内導体の内面によって定義された中空のサイズを最小化するための可能な限りの小ささである。

液体チャネルを通じて嵌合し、さらに針に必要な空間量を最小化するために、針は１ｍｍ未満の直径であることが好ましく、０．５ｍｍ未満であることがより好ましい。

本発明の他の態様に従って、前述のような電気手術器具と、マイクロ波信号生成器からマイクロ波ＥＭエネルギーを受け、かつマイクロ波ＥＭエネルギーを電気手術器具へと運ぶよう構成されたマイクロ波供給構造と、液体源から液体を受け、かつ液体を電気手術器具へと運ぶよう構成された液体供給構造とを有する電気手術装置が提供される。

電気手術装置は、マイクロ波信号生成器及び／または液体源を含んでもよい。液体源は、アドレナリン源であることが好ましい。

マイクロ波供給構造は、保存された中空の供給にアクセスする方法でマイクロ波ＥＭエネルギーを電気手術器具の同軸伝送線へと運んでもよい。例えば、マイクロ波供給構造は、同軸伝送線の長軸からおおよそ９０°、または同軸伝送線の長軸から４５°で入射してもよい。

例えば、マイクロ波供給構造と本発明の第１態様（本明細書では「電気手術器具」）に従う電気手術器具の同軸伝送線の近位端の間に電気接続された変圧器装置を含むことで、マイクロ波供給構造及び同軸伝送線のインピーダンスは整合してもよい。インピーダンスの整合は、マイクロ波供給構造と電気手術器具の同軸伝送線の近位端の間におけるインターフェースでの電力ロスを低減する。

電気手術装置はさらに、電気手術装置の動作のためにユーザによって保持され得るハンドピースを含んでもよい。ハンドピースは、マイクロ波供給構造または液体供給構造のうちの１つまたは両方に連結するための取付部を含んでもよい。取付部は、ねじ嵌合の形状であってもよい。供給構造とハンドピース内部に固定された液体チャネル／同軸伝送線の間にインターフェースを持つことは、部品の相対的な配向を確実に固定し続け、かつ取り除かれにくくする。そのため、変圧器装置は、マイクロ波供給構造と同軸伝送線の間のインターフェースの位置でハンドピース内部に置かれてもよい。

電気手術器具の同軸伝送線の外径よりも大きい外径を有する中間同軸伝送線の一部は、マイクロ波供給構造と電気手術器具の同軸伝送線の間に置かれてもよい。標準的な１／４波変圧器は、マイクロ波供給構造と中間同軸伝送線のインターフェースで用いられ得る。中間同軸伝送線は、電気手術器具の同軸伝送線の直径と一致するようその直径を減少させた先細り部分を含んでもよい。前記線を先細りさせる方法は、直径の変化で生じたインピーダンス不整合によって起こる電力ロスまたは減衰を最初化させるのに適していてもよい。さらなるインピーダンス整合を実行し、かつマイクロ波供給構造と電気手術器具の同軸伝送線の間における信号切り替えで生じる電力ロスを最小化するために、第２の１／４波変圧器は、中間同軸伝送線と電気手術装置の同軸伝送線の間におけるインターフェースにあってもよい。

前述の任意的機能は、単一で、またはあらゆる他の機能と組み合わせて適用可能である。本発明のさらなる任意的機能は、以下に提示される。

本発明の実施形態は、添付の図面に関連する実施例によってここで記述される。

電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。 本発明の第１実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示し、露出位置にある中空の針を示す概略図である。 本発明の第１実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示し、引込位置にある中空の針を示す概略図である。 本発明の第２実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。 本発明の第３実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。 本発明の第４実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。 本発明の第５実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。 本発明の第６実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。 本発明の第７実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。 本発明の第７実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた横方向断面を示す概略図である。 本発明の第１から第７実施形態のいずれかに従う電気手術器具を含む電気手術装置に用いられ得るハンドピースの概略図である。 本発明の第１から第７実施形態のいずれかに従う電気手術器具を含む電気手術装置に用いられ得る代替的ハンドピースの概略図である。 本発明での使用に適した同軸伝送線のための近位コネクタを通じた概略断面図である。 本発明の実施形態である電気手術器具の遠位チップにおける概略斜視図である。 図１４に示される器具によって放射されたマイクロ波場強度を示す模擬実験である。 異なるチップ長で提供された時の図１４に示された器具のためのリターンロスを示すグラフである。

図１は、電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。器具１００は、インターフェース１１６に結合された同軸伝送線１０２及びプローブチップ１０４を含む。同軸伝送線１０２は、マイクロ波供給構造及び液体供給構造（図示せず）に向かう矢の方向で図から左に向かって延びる。同軸伝送線１０２は、両方が銀といったような伝導性材料で形成された外導体１０６ａ、１０６ｂ、及び中空の円筒状内導体１０８ａ、１０８ｂによって定義される。誘電材料１１０ａ、１１０ｂは、外導体１０６ａ、１０６ｂを内導体１０８ａ、１０８ｂから空間的かつ電気的に分離する。保護コーティング１１２ａ、１１２ｂは、内導体１０８ａ、１０８ｂの内面に置かれる。保護コーティング１１２ａ、１１２ｂの内面は、チャネル１１４を定義する。保護コーティング１１２ａ、１１２ｂは、残りの図面からは省かれるが、以下に記述される本発明の実施形態の全てにおいて保護コーティングを含む可能性がある。

プローブチップ１０４は、インターフェース１１６で同軸伝送線１０２に連結される。プローブチップ１０４は、その対称軸に沿って走る中心プローブチップチャネル１１８と共に、円筒状に対称なドーム型へと形成された第３誘電材料１２２を有する。プローブチップチャネル１１８の最も右側端は、開口部１２０を定義する。内導体１０８ａ、１０８ｂ及び保護コーティング１１２ａ、１１２ｂは両方とも、プローブチップチャネル１１８の円筒状壁を形成するようインターフェース１１６を連続的に越えて延びる。その結果、実施形態では、プローブチップチャネル１１８は、ツールがチャネル１１４を通じてプローブチップチャネル１１８へと容易に通ることができるよう、チャネル１１４に続いており、かつチャネル１１４と同じ直径を有する。

動作中、同軸伝送線はマイクロ波信号生成器（図示せず）から信号を受信するよう接続され、内導体１０８ａ、１０８ｂ及び外導体１０６ａ、１０６ｂは同軸伝送線１０２に沿ってマイクロ波エネルギーを運ぶための導波管として機能する。

内導体１０８ａの円筒状部分は、モノポール放射アンテナとして機能し、かつ同軸伝送線１０２からマイクロ波エネルギーを受けるよう連結され、それにより誘電材料１２２を介して周辺へとマイクロ波場を放射する。

図２及び図３は、本発明に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。ここでの描写は、既に記述されてきたそれらの特徴を繰り返すものではない。特徴は、同一のものであると思われる以前の図面と同じ第２及び第３数字で標識される。図２に描写される実施形態では、皮下注射針２２４は、チャネル２１４及びプローブチップチャネル２１８によって形成されたプローブ２００の中心チャネルの内部に置かれる。針２２４は、第１端２２６及び第２端２２８を有する。剛性金属で作られたガイドワイヤ２３２は、針２２４の第１端２２６へと取り付けられる。ガイドワイヤ２３２は、図２の視点において左右に、すなわちプローブチップチャネル２１８に沿って前後に針２２４を動かすのに用いられる。プラグ２３０は、プローブチップチャネル２１８の開口部２２０に置かれる。プラグ２３０は、内導体１０８ａ、１０８ｂによって形成されたプローブチップチャネル２１８の壁に密封シールを形成可能なゴム状材料で形成される。プラグ２３０はそこを通じて走る開口部を有し、針２２４は開口部を貫通できる。針２２４がプラグ２３０を貫通し、針２２４の第２端２２８がプラグ２３０から突出し、周辺へと露出する時、針２２４は露出位置にある。この位置では、液体が針２２４の第１端２２６に供給される時、治療またはその他のために、液体は針の第２端２２８を通じて周辺領域へと出ることができる。

ガイドワイヤ２３２は、図２に描写される位置から図３に示される位置へと針２２４を引き込むよう用いられ得る。

図３では、針の第２端がプローブチップチャネル３１８の内部に位置づけられ、周辺領域には露出しないように、針３２４は引き込まれているこれが引込位置である。針３２４がこの位置にある時、プラグ３３０の弾性的に変形可能な性質は、自身を確実に密封し、プローブチップチャネル３１８が周辺へと出ることを防ぎ、液体または他の物質が周辺からプローブチップチャネル３１８に入ってその内容物が汚染されるのを防ぐ。図３に示される針３２４の引込位置から、図２に描写される露出位置へと針を戻すようプラグ３３０を通じて針を押し戻すのにガイドワイヤが用いられてもよい。

図４、５及び６は、異なるプローブチップ形状を有する本発明の代替的実施形態を示す。図４のプローブチップ４０４は、円錐形状である類似の実施形態では、開口部５２０を取り囲む円錐の端部は、湾曲しているかまたは傾斜していてもよい。

図５のプローブチップ５０４は、ドーム型であり、図１から３に示される実施形態に類似しているが、誘電材料５２２のドームはより浅く、したがってプローブチップチャネル５１８はより短い。

図６に示される実施形態では、プローブチップ６０４は、誘電材料６２２ａの円筒状部分及び半球状部分６２２ｂで形成される。２つの部分は連続しており、一体的に形成されている。破線は、単に半球状部分６２２ｂから円筒状部分６２２ａを説明するものであり、不連続や結合を表すものではない。

図７は、本発明の他の実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。図７に示される電気手術器具７００では、プローブチップ７０４のアンテナ構造は前の実施懈怠に記述されたものとは異なる。プローブチップチャネル７１８の壁を形成する内導体７０８は、開口部７２０で終結するよりもむしろ前の実施形態のように開口部から出て延び、誘電材料７２２の外面を覆うよう折れ曲がって周囲に戻る。誘電材料７２２を覆う伝導材料の部分７３４は、外導体７０６ａ、７０６ｂから電気的に隔離される。例えば、空間７３６は、プローブチップの円周の周り全てに置かれることができる。図８は、図７に類似した実施形態を示す。図８に示される実施形態では、同軸伝送線の誘電材料８１０ａ、８１０ｂがプローブチップ８０４における誘電材料８２２と連続しているという２つの点でのみ異なる。先行の実施形態の全てにおける同軸伝送線及びプローブチップのために同じ誘電材料が用いられてもよい。

図９は、本発明の他の実施形態に従う電気手術器具の一部を通じた長手方向部分を示す概略図である。ここで、内導体９０８ａ、９０８ｂによって定義された同軸伝送線の中空内に置かれたチャネル９１４の構造は異なっている。内導体９０８ａ、９０８ｂによって定義されたチャネル内は内腔構造であり、その一般的な断面は図１０に示される。内腔構造は、円筒状外壁９４２ａ、９４２ｂ及び２つのチャネルを定義する仕切壁９３８、メインチャネル９１４（他の実施形態の全てにあるような）及び小さな針チャネル９４０を有する。針チャネル９４０は、メインチャネル９１４よりも外径が小さく、針９２４自体よりも幅広くなく、他の実施形態では、針チャネル９４０は針と同じ直径になるような形状であってもよい。この実施形態では、針の第１端９２６に周辺に投与する液体を供給するために、針チャネル９４０は液体で満たされてもよい。針チャネル９４０がメインチャネル９１４から分離しているため、本実施形態ではプラグは必要としない。メインチャネル９１４は必要に応じて周辺へと分離したアイテムを運ぶのに用いられ得る。

図１１及び１２は、本発明を操作するためにハンドヘルドコントローラ（本明細書では「ハンドピース」とも呼ばれる）で用いられ得るコネクタ１１００及び１２００の概略図である。これらの図面で示されるケーブルの詳細は示されないが、より詳細にはケーブル部１１７０、１２７０は、図１から９のいずれか１つにおける細長いプローブと対応しており、かつ大きな同軸伝送線部は、より大きな直径を有する以外は類似した構造である。

より詳細には、これらの図面は図１から９に示されるようにマイクロ波信号生成器と同軸伝送線の間におけるそのインピーダンス整合によるメカニズムを説明する。図１０では、ハンドピース１１００は、液体源（図示せず）からハンドピース１１００へアドレナリンといった液体を送達する液体供給構造（図示せず）へと入力１１２０で連結される。先行の図面に示されるように例えば１０２である同軸伝送線に対応するより小さな直径のケーブル１１７０へと送信するために、入力１１２０は大きな同軸伝送線部１１４０の中心で中空のチャネルへと直接供給される。

マイクロ波信号生成器（図示せず）によって生成されたマイクロ波信号は、マイクロ波供給構造（同様に図示せず）によって入力１１１０へと送信される。入力１１１０から、マイクロ波信号は１／４波変圧器１１３０を通じて大きな同軸伝送線部１１４０の内導体及び外導体へと通り、１／４波変圧器１１３０は大きな同軸伝送線のインピーダンスをマイクロ波供給構造の入力インピーダンスと整合させるよう機能する。

１／４波変圧器のためのインピーダンス整合は、以下の方程式を用いて計算される。

Ｚ_１及びＺ_２は、入力インピーダンス及び出力インピーダンスである。

大きな同軸伝送線部１１７０のインピーダンスは、マイクロ波供給構造のインピーダンスとケーブル１１４０の間の中間値である。マイクロ波が入るポイントから先細り部１１５０の開始への大きな同軸伝送線部の長さがλ／２の整数倍であり、λはマイクロ波信号生成器によって生成されたマイクロ波の波長であり、大きな同軸伝送線部を「不可視」にし、かつケーブル１１４０との整合を向上させることを可能にする。ケーブルにインターフェースでの反射による望ましくない電力ロスを引き起こし得る急なステップがないことを保証するために、マイクロ波信号はその後、４５°の先細り部１１５０を通じて小径ケーブル１１７０へと運ばれる。先細り部１１５０から、マイクロ波信号はケーブル１１７０へと運ばれる。

代替的実施形態では、図１１に概略的に示されるように、大きな同軸伝送線部１１４０はケーブル１１７０と同じインピーダンスを有することを確実にする形状を有する。このように、さらなるインピーダンス整合装置は必要とされない。適切な形状は以下の方程式から解明され得る。

ｂ／ａは外導体の内径と内導体の外形との比を表し、Ｚ_０は変圧器のインピーダンスであり、ε_rは誘電材料の誘電率である。

図１２は、代替的ハンドピースを示す。図１２では、図１１のように、ハンドピース１２００は、液体源（図示せず）からハンドピース１２００へアドレナリンといった液体を送達する液体供給構造（図示せず）へと入力１２２０で連結される。先行の図面に示されるように例えば１０２である同軸伝送線に対応するより小さな直径のケーブル１１７０へと送信するために、入力１２２０は大きな同軸伝送線部１２４０の中心で中空のチャネルへと直接供給される。

マイクロ波信号生成器（図示せず）によって生成されたマイクロ波信号は、マイクロ波供給構造（同様に図示せず）によって入力１２１０へと送信される。入力１２１０から、マイクロ波信号は１／４波変圧器１２３０を通じて大きな同軸伝送線部１２４０の内導体及び外導体へと通り、１／４波変圧器１２３０は大きな同軸伝送線のインピーダンスをマイクロ波供給構造の入力インピーダンスと整合させるよう機能する。信号はその後、第２の１／４波変圧器１２６０を通過する前に第１の４５°先細り構造１２５０を通過し、そこから信号がケーブル１２７０で入射する。この実施形態では、２つの１／４波変圧器１２３０と１２６０を組み込むことで、１／４波変圧器１２３０、１２６０がマイクロ波供給構造とケーブル１２７０間のインピーダンス整合を確実にするので、同軸伝送線の大部分があらゆる形状を持つことを可能にする。

図１３は、前述の電気手術器具へとマイクロ波エネルギーと液体を供給するのに用いられ得る近位コネクタ１３００を示す。近位コネクタ１３００は、外側本体１３０４の近位端に取り付けられたＳＭＡコネクタといった標準同軸コネクタ１３０２を備える。同軸コネクタ１３０２は、マイクロ波信号生成器（図示せず）からマイクロ波エネルギーを運ぶことができる従来式同軸ケーブル（図示せず）を受けるよう配置される。外部本体１３０４は、前述の本発明の一部を形成する中空の同軸伝送線１３０６の近位部をその遠位端で受けるよう配置される。

外部本体１３０４内で、内導体１３１２及び中空の内部誘電管１３１４は、外導体１３１６及び同軸伝送線の第１誘電材料１３１８の近位終結部から離れて延びる。内導体１３１２及び中空の内部誘電管１３１４は、近位コネクタ１３００の内部本体１３２０内に受けられ、この実施例では短い誘電管である。内導体１３１２は内部本体１３２０と電気接触し、内部本体１３２０内で終結する。中空の内部誘電管１３１４は内部本体１３２０を通じて延び、その側面に形成された開口部を通じて出る。

内部本体１３２０は、同軸コネクタ１３０２の内部導電素子１３２２に電気接続される（例えばはんだ付けによって）。このように、同軸伝送線１３０６の内導体１３１２は、マイクロ波エネルギーを送達する同軸ケーブルの内導体に連結される。

外部本体１３０４は、同軸伝送線１３０６の外導体１３１６へと（例えばはんだ１３１０で）電気接続された遠位フェルール１３０８を有する。外部本体１３０４及びその遠位フェルール１３０８は誘電材料から作られ、かつ同軸コネクタ１３０２を介してマイクロ波エネルギーを送達する同軸ケーブルの外導体へと電気接続される。

絶縁スリーブ１３２４は、内部導電素子１３２２を外部本体１３０４から隔離する。
中空の内部誘電管１３１４は、外部本体１３０４を通じて液体源（図示せず）へと延びる。（例えばＰＴＦＥから作られた）誘電スペーサ１３２６は、内部本体１３２０と外導体１３１６の近位端を分離する（かつ、確実にその間を電気的に隔離する）。

図１３に示される近位コネクタ１３００の寸法は、同軸ケーブルと同軸伝送線１３０６の間で１／４波インピーダンス変圧器として機能するよう、選択されてもよい。

本明細書に論じられる寸法及び材料を使用して、同軸伝送線１３０６は、おおよそ１４Ωの特性インピーダンスを有してもよい。標準同軸コネクタの典型的な特性インピーダンスは、５０Ωである。近位コネクタにおける内部本体１３２０及び外部本体１３０４の直径は、１／４波長と等しい長さＬのために必要なインピーダンスを供給するようセットされ得る。この実施例における内部本体１３２０及び外部本体１３０４は、Ｚ_０＝２６．５Ω、ａ＝４ｍｍ、ｂ＝６．１ｍｍ及びＬ＝１２．９ｍｍであり、ａ及びｂは内導体の外径及び外導体の内径とそれぞれ対応しているというこれらの特性を持つ空気で満たされた同軸線（ε_r＝１）を形成する。

角度（例えば４５°）を付けて同軸伝送線１３０６の縦軸に延びる中空の内部誘電管１３１４のための経路を供給することは、変圧器自体の動作とのあらゆる干渉を制限する。管の小径によって、導体を直接通過する時においても、優れた整合がマイクロ波源とケーブル管にさらに見られた。

図１４は、本発明の他の実施形態である電気手術器具の外面図を示す。この実施形態は図１と同一であり、プローブチップがＣｏｒｎｉｎｇ社によって開発された機械加工可能なガラスセラミックである、Ｍａｃｏｒから作られた環状のチップ本体１４０２を備えると思われる。Ｍａｃｏｒは、周波数の範囲にわたるその優れた熱的かつ電気的絶縁及び機械加工の容易さによってこの試作品のために選択された。

図１４に示された構造を有する一連のチップは、肝臓への放射時にシミュレーションされた。図１５は、選択されたチップ設計の電力密度分布を示す。チップの遠位端では７４．４３ｄＢｍ／ｍ^３の最小電力密度を有する領域１５０２がある。３．４９ｋＪｋｇ^-１Ｋ^-１の特定熱密度及び１０６０ｋｇ／ｍ^３の組織密度であるとすれば、組織１ｃｍ^３内の凝固を達成するために必要なエネルギーはおおよそ３．７Ｊであると計算され得る。凝固を達成するために、８５．１Ｊほどの総エネルギー要件を与えるよう組織はおおよそ２３℃で加熱される必要がある。放射チップの現在の設計におけるシミュレーション毎に、これは領域１５０２において０．３ｓで、かつ領域１５０４において８．５ｓで達成され得る。

図１６は、３つの異なるチップ長のためのリターンロス計測を示す。線１６０２は３．５ｍｍのチップ長に対応する。線１６０４は３ｍｍのチップ長に対応する。線１６０６は２．５ｍｍのチップ長に対応する。シミュレーションされた結果は、３ｍｍのチップが、おおよそ５．８ＧＨｚで-１６ｄＢのリターンロスを与える組織へのより良い整合を供給することが見られ得た。

Claims (24)

1. 細長いプローブを備えた電気手術器具であって、前記細長いプローブは、マイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを運ぶための同軸伝送線と、前記マイクロ波エネルギーを受けるために前記同軸伝送線の遠位端に連結されたプローブチップと、前記プローブチップへと前記細長いプローブを通じて液体を運ぶために前記同軸伝送線の内部に置かれた液体チャネルとを備え、前記同軸伝送線は、中空の内導体と、外導体と、前記内導体を前記外導体から分離する第１誘電材料と、前記中空の内導体の内面上にある中空の第２誘電材料とを備え、前記液体チャネルは前記中空の第２誘電材料の内部に置かれ、前記プローブチップはそこを通じて走るプローブチップチャネルを有し、前記プローブチップチャネルはその遠位端の開口部内で終結し、前記プローブチップは、前記同軸伝送線からマイクロ波エネルギーを受けるよう連結された導電素子を含み、前記導電素子は前記プローブチップから外側にマイクロ波ＥＭ場を放射するための放射アンテナ構造を形成し、前記器具はさらに液体チャネルの内部に置かれた中空の針を備え、前記針の第１端は前記液体チャネルと流体連通し、前記針の第２端は前記液体チャネルから前記プローブチップの前記開口部を通じて目標領域へと液体を送達するために配置される、前記電気手術器具。
2. 前記マイクロ波周波数ＥＭエネルギーが、４００ＭＨｚ以上で１００ＧＨｚ以下の周波数を有する、請求項１に記載の電気手術器具。
3. 前記プローブチップが、前記同軸伝送線の遠位端を越えて前記中空の第２誘電材料の継続を備える、請求項１または２に記載の電気手術器具。
4. 前記導電素子が、前記プローブチップチャネルの内面上に配置された伝導シェルである、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
5. 前記中空の内導体が、前記伝導シェルを形成するよう前記同軸伝送線の前記遠位端を越えて前記プローブチップへと延びる、請求項４に記載の電気手術器具。
6. 前記プローブチップが、そこを通じて走る前記プローブチップチャネルを有するチップ本体を備え、前記チップ本体が第３誘電材料から形成され、かつ前記同軸伝送線の前記遠位端に連結される、請求項４または５に記載の電気手術器具。
7. 伝導コーティングが前記プローブチップの外面に形成され、伝導シェルが前記開口部を通じて前記伝導コーティングへと電気接続される、請求項６に記載の電気手術器具。
8. 前記伝導コーティングが、前記同軸伝送線の前記外導体から電気的に隔離される、請求項７に記載の電気手術器具。
9. 前記プローブチップが、前記同軸伝送線の縦軸と並ぶ対称軸の周りで円筒状に対称である、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
10. 前記針が、前記針の前記第２端が前記プローブチップチャネルまたは液体チャネルの内部に置かれる引込位置と、前記針の前記第２端がその遠位端にある開口部を越えて前記プローブチップチャネルの外部に置かれる露出位置との間で調節可能である、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
11. 前記液体チャネル内に取り付けられ、前記針に連結されたガイドワイヤを含み、前記ガイドワイヤが前記液体チャネルの近位端にあるアクチュエータに取り付けられ、前記アクチュエータが前記針を前記引込位置と前記露出位置との間で切り替えるよう前記ガイドワイヤを前記液体チャネル内で軸方向に移動させるよう動作可能である、請求項１０に記載の電気手術器具。
12. 前記内導体がその中に軸方向隙間を有し、前記ガイドワイヤまたは前記針がそこに取り付けられた伝導リングを有し、前記針が前記引込位置にある時に前記軸方向隙間を埋めるように、かつ前記針が前記露出位置にある時に前記隙間を埋めないように前記伝導リングが配置される、請求項１０または１１に記載の電気手術器具。
13. 前記針の最大直径が前記プローブチップチャネルの最小直径よりも小さく、さらに前記針が通ることができる前記プローブチップチャネル内のプラグを含み、前記プラグが前記プローブチップチャネルの前記内面に流体密封シールを形成する、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
14. 前記プラグが、弾性的に変形可能な材料から作られる、請求項１３に記載の電気手術器具。
15. 多重内腔構造が前記中空の第２誘電材料内に供給される、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
16. 前記多重内腔構造が、仕切壁によって互いから分離された前記液体チャネルと第２チャネルを含む、請求項１５に記載の電気手術器具。
17. 前記プローブチップがそこを通じて走る第２プローブチップチャネルを有し、前記第２プローブチップチャネルが前記第２チャネルと流体連通する、請求項１６に記載の電気手術器具。
18. 前記同軸伝送線の前記外径が、５ｍｍと等しいかまたはそれ以下である、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
19. 前記第１誘電材料が、１ｍｍと等しいかまたはそれ以下の厚さを有する、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
20. 電気手術装置であって、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具と、マイクロ波信号生成器からマイクロ波ＥＭエネルギーを受け、かつ前記マイクロ波ＥＭエネルギーを前記電気手術器具に運ぶよう構成されたマイクロ波供給構造と、液体源から液体を受け、かつ前記液体を前記電気手術器具に運ぶよう構成された液体供給構造とを有する、前記電気手術装置。
21. 前記液体源がアドレナリン源である、請求項２０に記載の電気手術装置。
22. 第１端で前記マイクロ波供給構造に、かつ第２端で前記電気手術器具の前記同軸伝送線に連結された中間同軸伝送線をさらに備える、請求項２０または２１に記載の電気手術装置。
23. １／４波変圧器が、前記マイクロ波供給構造と前記中間同軸伝送線の間におけるインターフェース及び／または前記中間同軸伝送線と前記電気手術器具の前記同軸伝送線の間におけるインターフェースで連結される、請求項２２に記載の電気手術装置。
24. 前記中間同軸伝送線の前記直径が、前記マイクロ波供給構造と前記電気手術器具の前記同軸伝送線の間におけるインピーダンスを整合させること、または前記マイクロ波供給構造によって送信されるマイクロ波信号の半波長の整数倍であること、のいずれかのために選択される、請求項２２または２３に記載の電気手術装置。

Images