JP2019515697A - Ｒｆエネルギ及びマイクロウェーブエネルギを搬送するための電気外科プローブ - Google Patents

Abstract

電磁ナビゲーション気管支鏡検査（ＥＮＢ）機器の遠位端において組織の切除を実施するためのエネルギ搬送システム。本システムは、ＥＮＢ機器内の導入可能な機器コードの機器チャネルを通して挿入可能であり、放射チップ部分を伴う同軸ケーブルを備えている。このチップ部分は、同軸ケーブルの内側導電体に電気的に接続された第１の導電要素、及び、内側導電体から電気的に絶縁された第２の導電要素を備えている。導電要素は、ＲＦエネルギを、放射チップ部分を囲む組織内に搬送するための作動電極及びリターン電極、ならびに、マイクロウェーブエネルギを、局所化されたマイクロウェーブ場として放射するためのアンテナとして作用するように構成されている。本システムは、交互になっているＲＦエネルギの期間とマイクロウェーブエネルギの期間、もしくはそれらの組合せを含む所定のプロファイル、または、検出された組織のインピーダンスに基づく動的プロファイルに従ってエネルギを搬送するように構成され得る。

Description

本発明は、ターゲットとなる組織を切除するために、生体組織に無線周波数エネルギ及びマイクロウェーブエネルギを搬送するための電気外科プローブに関する。具体的には、本プローブは、たとえば、腫瘍、障害、または線維腫を切除し、喘息を処置するために、肺内に導入することができる気管支鏡またはカテーテルのチャネルを通して挿入可能であるように構成されている。

肺の腫瘍にアクセスすることは、気管支樹、特に、小結節が形成されると思われる周囲の領域に向かう寸法が小さいことに起因して、本来的に困難である。このことは、化学療法（ターゲットが定められた薬品、抗がん剤（化学療法剤））、放射線療法（電離放射線の搬送）、外科手術（侵襲性であるもの、及び、侵襲性が最小限であるもの）、ならびに、ＲＦ／マイクロウェーブによる切除などの、多くの処置オプションが採用される結果となっている。外科手術には、肺切除術（一方の肺の除去）、肺葉切除術（肺葉の除去）、スリーブ肺葉切除術（肺の、この肺に張り付いた気管支の一部を伴っての切除術）、楔状切除術（肺の楔形状の部分の除去）、及びセグメント切除／セグメント切除術（特定の肺のセグメントの切除術）が伴われる。

肺及び他の体組織における様々な状況を処置するために、マイクロウェーブ放射プローブを使用することが知られている。たとえば、肺では、マイクロウェーブ放射を、喘息の処置と、腫瘍または障害の切除とのために使用することができる。

市場にある既存のマイクロウェーブ切除デバイスは、経皮で挿入されるように設計されている。しかし、そのようなデバイスは、動いている肺内に経皮で配置することが困難であり、このことは、気胸及び血胸（空気及び血液がそれぞれ胸膜腔内にある）などの併発に繋がり得る。

エネルギをターゲットとなる組織に搬送するためにプローブを使用することは、放射部をターゲットとなる場所の近くに配置することができ、そのため、出力の高い割合をターゲットとなる場所に伝達することができ、周囲の健康な組織に失われる割合が低くなることから、好ましい。このことは、処置の副作用を低減するとともに効率を上昇させる。

侵襲性が最小限の手術を通しての肺がんの有効な処置は、肺がんの患者の死亡率を低減するため、ならびに、手術中及び手術後の合併症の割合を低減するために、望ましい。プローブは、腹腔鏡手術、切開手術を介して、または、気道などの体内のチャネルを介して、組織内に挿入することができる。侵襲性のもっとも少ない方法は、体内のチャネルを使用することであり、これにより、手術によって患者に与えられる負担が低減される。カテーテルまたは気管支鏡は、機器をターゲットとなる場所にガイドするのを助けるために使用され得る。使用される機構のいくつかの実施例が、ＵＳ２００９／３０６６４４に与えられている。

ＵＳ２０１４／０４６１７４には、患者の気道を通して、気管支鏡によってターゲットとなる場所に搬送される放射セクションを有する、マイクロウェーブ切除カテーテルが開示されている。

ＵＳ２０１４／０４６１７４のような、遠位端に放射部を有する同軸ケーブル、及び、ＵＳ２０１３／３２４９９５のエネルギ搬送デバイスなどの、放射部の様々な設計を使用することができる。

もっとも一般的には、本発明は、電磁ナビゲーション気管支鏡検査（ＥＮＢ）機器の遠位端において切除を実施可能にすることができる、エネルギ搬送システムを提供する。ＥＮＢシステムは、慣習的な気管支鏡のリーチを越えて、腫瘍にアクセスすることが可能であるが、位置のマーキングと、バイオプシプロセスとのために通常は使用される。たとえば、ＥＮＢカテーテルは、通常、撮像システムを使用して気道内に案内され、次いで、臨床医が組織の質量の位置を知覚すると、バイオプシツールが、組織のバイオプシを取得するために導入される。それにより、バイオプシが小結節または腫瘍の質量であることの確実性が高くなっている。

電気外科処置、特に組織の切除は、この環境では困難であるが、この理由は、たとえば、機器がその長さの沿って過度に高温になるのに起因して、望ましくない影響を生じる重大な損失なしに、機器で利用可能である狭い直径を通して十分な出力を搬送することが困難であるためである。

エネルギの損失は、エネルギを搬送するために利用可能である空間が小さいことから、問題である。通常のＥＮＢ機器コードまたはカテーテルの機器チャネルは、通常、２．０ｍｍ以下である。

本明細書の開示は、エネルギの損失によって生じる望ましくない影響を最小にするか除去しつつ、ＲＦとマイクロウェーブとの組合せを、所望の切除効果を達成する方法で、使用することができる、複数の同軸ベースのエネルギ搬送構成、たとえば遠位の放射部を有する同軸ケーブルを提供する。このため、本発明は、ＥＮＢ装置のガイドカテーテル内に導入することが可能である組織切除機器を提供し得、それにより、肺内の複雑な気道を通して（すなわち、気管支樹内、及び細気管支へ）、導入することができるようになっている。

組織切除機器は、同軸ケーブルと遠位端アセンブリとを備え得、同軸ケーブルと遠位端アセンブリとの両方は、１．９ｍｍ以下、理想的には１．６ｍｍ以下、さらには１．５ｍｍ以下の最大外径を有する。この幾何学形状は、小結節または質量が、組織の質量を切除するために配置されると、ＥＮＢカテーテル内にフィットさせることができる。可能性のある手順には、（ｉ）ＥＮＢカテーテルを導入すること、（ｉｉ）バイオプシサンプルを取得すること、（ｉｉｉ）（カテーテルが定位置にある間に）サンプルの組織構造をすぐに分析すること、及び、（ｉｖ）処置が必要である場合は、組織切除アンテナを導入し、切除を実施することが含まれ得る。別の可能性のある手順は、小結節が識別される場合にいつでも切除すること、すなわち、小結節ががん性でないかがん性であるかに関わらず、切除することである。

やはり本明細書に開示されるのは、本発明とともに使用できる、すなわち、組織の切除を達成するのに十分なエネルギを提供しつつ、エネルギ損失を最小にするか除去するように設計された、複数のＲＦ／マイクロウェーブエネルギ搬送プロファイルである。エネルギ搬送プロファイルは、検出された組織のインピーダンスに基づく場合があるか、（たとえば、組織のインピーダンスの情報がない場合は）エネルギの搬送の所定の（すなわち、予め決められた）パターンを含む場合がある。たとえば、交互になっているＲＦエネルギの期間とマイクロウェーブエネルギの期間、またはこれら２つの組合せを含んでいる。

本明細書では、「マイクロウェーブ」は、４００ＭＨｚから１００ＧＨｚの周波数レンジを示すために概して使用され得るが、１ＧＨｚから６０ＧＨｚが好ましい。検討した特定の周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、及び２４ＧＨｚである。本デバイスは、これらマイクロウェーブ周波数の２つ以上で、エネルギを搬送する場合がある。対照的に、本明細書では、大きさが少なくとも３桁少ない周波数領域、たとえば、３００ＭＨｚ以下、好ましくは、１０ｋＨｚから１ＭＨｚの周波数領域を示すために、「無線周波数」または「ＲＦ」を使用する。

本発明によれば、無線周波数（ＲＦ）エネルギ及びマイクロウェーブエネルギを肺組織に搬送するための電気外科装置であって、電気外科装置が、ＲＦエネルギとマイクロウェーブエネルギとを別々または同時に生成するためのジェネレータと、電気外科機器であって、ジェネレータに接続され、ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブエネルギを搬送するように構成された同軸ケーブルであって、同軸ケーブルが、内側導電体、外側導電体、及び、内側導電体と外側導電体とを分離する誘電材料を有する、同軸ケーブル、ならびに、ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブエネルギを同軸ケーブルから受領するように同軸ケーブルの遠位端に配置された放射チップ部分を備えている、電気外科機器と、を備え、放射チップ部分が、内側導電体に電気的に接続された第１の導電要素、及び、内側導電体から電気的に絶縁された第２の導電要素を備え、第１の導電要素と第２の導電要素とが、ＲＦエネルギを、放射チップ部分を囲む組織内に搬送するための作動電極及びリターン電極、ならびに、マイクロウェーブエネルギを、局所化されたマイクロウェーブ場として放射するためのアンテナとして作用するように構成されており、電気外科機器が、電磁ナビゲーション気管支鏡内の導入可能な機器コードの機器チャネルを通して挿入可能である、電気外科装置が提供される。本発明はこうして、ＥＮＢカテーテルにフィットする寸法であり、ＲＦエネルギとマイクロウェーブエネルギとの両方を生体組織に搬送することが可能である電気外科機器を提供する。したがって、単一の機器を、適切な搬送媒体（たとえば、組織のインピーダンスに応じてＲＦまたはマイクロウェーブ）を使用して、所望の量の出力を搬送するために使用することができ、これにより、侵襲性が最小の切除処置が以前は不可能であった、肺の領域における組織の切除を達成することができる。

本発明の装置は、患者の肺内への非経皮的挿入のための、導入可能な機器コードを有する電磁ナビゲーション気管支鏡を含み、機器コードが、その長さに沿って通る機器チャネルを含み得る。

移動可能とするため、及び、機器コードの遠位端にアクセスするために、同軸ケーブル及び放射チップ部分は、１．９ｍｍ以下、好ましくは、１．６ｍｍ以下の最大外径を有する場合がある。

マイクロウェーブエネルギを搬送する構成要素は、可能な限り損失を最小にするように設計され得る。たとえば、マイクロウェーブエネルギを搬送している場合、同軸ケーブルは、たとえば適切な選択または、材料及び幾何学形状により、２ｄＢ／ｍ以下の損失を示すように構成されている場合がある。

エネルギがジェネレータから機器に搬送される方式も、損失の結果に影響する場合がある。このため、ジェネレータは、ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブエネルギを搬送して、エネルギ搬送プロファイルに従って放射チップ部分における組織の切除を生じさせるように構成されている場合がある。エネルギ搬送プロファイルは、ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブエネルギの大きさ、持続時間、及び他のパラメータを特定して、所望の量または出力またはエネルギが、組織内に搬送されることを確実にするか、特定の組織の影響（たとえば、特定の容量内の切除）が達成されることを確実にする、データ構造である場合がある。

エネルギ搬送プロファイルは、もっぱらＲＦエネルギで構成された最初の部分を備えている場合がある。処置の開始時に、組織は、ＲＦ加熱の影響を受けやすくするインピーダンスを有している。切除の最初の容量は、ＲＦエネルギを使用して達成され得る。このことは、同軸ケーブルが、ＲＦエネルギに対応する周波数において、無視可能である損失を示す場合があることから、有利である。

エネルギ搬送プロファイルは、パルス状のマイクロウェーブエネルギを含むマイクロウェーブ切除部分を備えている場合がある。たとえば、マイクロウェーブエネルギは、マイクロウェーブエネルギが搬送されない一連のＯＦＦ部分によって分離されてマイクロウェーブエネルギが搬送される一連のＯＮ部分を備えている。ＯＦＦ部分の間、ケーブルからの損失は無視することができ、これにより、失われたエネルギ（熱）が消散するための時間を与えることができる。ＲＦエネルギは、切除容量を維持するために、１つまたは複数のＯＦＦ部分で搬送される場合がある。

ジェネレータは、放射チップ部分において、組織のインピーダンスを検出するように構成されている場合がある。エネルギ搬送プロファイルは、検出されたインピーダンスに基づいて調整可能である場合がある。たとえば、エネルギ搬送プロファイルは、もっぱらＲＦエネルギで構成された第１の部分と、それに次ぐ、マイクロウェーブエネルギを含む第２の部分とを備えている場合がある。ジェネレータは、組織のインピーダンスが所定の閾値を超えていると判定された際に、第２の部分に切替えるように構成されている場合がある。しかし、組織のインピーダンスを監視することは、必要ではない場合がある。エネルギ搬送プロファイルは、決まったパラメータ、たとえば、持続時間、出力レベルなどを有する場合がある。

エネルギ搬送プロファイルは、マイクロウェーブエネルギが搬送される部分を備え得、ジェネレータが、ＲＦエネルギに対応する周波数においてマイクロウェーブエネルギを調整するように構成されている。このことは、デバイスの遠位端における切除の効果を維持しつつ、ケーブルからの損失の影響を低減し得る。

第１の導電要素は、外側導電体の遠位端を越えて延びる内側導電体の長さを含み得、第１の導電要素が、その長さに沿って誘電材料によって囲まれている。この構造は、マイクロウェーブエネルギのための双極子アンテナを形成する。第２の導電要素は、外側導電体の遠位端である場合があり、ＲＦエネルギのリターン電極を形成することができる。

第１の導電要素及び第２の導電要素は、放射チップ部分において１つまたは複数の周囲の放射スロットを形成し得る。各スロットは、除去された外側導電体のストリップである場合があり、ここでは誘電材料が露出している。外側導電体は、周囲の全体または一部の周りで除去され得る。球のタイプの切除容量を提供するために、スロットは、外周全体の周りにあることが好ましい。

一実施例では、第１の導電要素及び第２の導電要素は、放射チップ部分において複数の周囲の放射スロットを形成し得、複数の放射スロットが、誘電材料内のマイクロウェーブエネルギの波長の約１０分の１の長さを有する近位のスロットと、誘電材料内のマイクロウェーブエネルギの波長の約１０分の１の長さを有する遠位のスロットと、近位のスロットと遠位のスロットとの間の中間のスロットと、を含み、中間のスロットが、誘電材料内のマイクロウェーブエネルギの波長の約４分の１の長さを有する。他のスロット構成を使用することができる。

放射スロットは、双極子タイプの放射体と組み合わせて使用され得る。たとえば、第１の導電要素は、放射チップ部分の遠位領域内の第２の導電部分の遠位端を越えて延び得る。代替的には、第１の導電要素と第２の導電要素との両方は、スロットの遠位エッジを越えて、放射チップ部分の遠位面に延び得る。

第１の導電要素は、たとえば、作動電極を形成するように、及び／または、第２の導電要素の遠位の縁部とともに放射構造を形成するように、放射チップ部分の遠位面で露出している場合がある。

本装置は、バイオプシサンプルを収集するように開閉できる一対の顎部を備え得る。第１の導電要素及び第２の導電要素は一対の顎部に、たとえば、その一部であるか、取り付けられて、組み込まれる場合がある。

本発明の各実施形態は、以下に、添付図面を参照して論じられる。

本発明の実施形態である電磁ナビゲーション気管支鏡検査装置で使用するための肺切除システムを示す概略図である。 本発明で使用することができる気管支鏡検査機器コードの機器コードを通る概略断面図である。 本発明で使用するのに適切である切除機器を通る断面図である。 シミュレーションされた、図３の機器からの出力損失を示す図である。 本発明で使用するのに適切である別の切除機器を通る断面図である。 本発明で使用するのに適切である別の切除機器を通る断面図である。 本発明で使用するのに適切である別の切除機器を通る断面図である。 閉じた／後退した構成の際の、本発明で使用するのに適切である、組み合わせられたバイオプシと切除との機器を通る断面図である。 開いた／突出した構成の際の、図８Ａの機器を通る断面図である。

図１は、マイクロウェーブエネルギと、流体、たとえば冷却流体とを、侵襲性の電気外科機器の遠位端に供給することが可能である、完結した電気外科システム１００の概略図である。システム１００は、無線周波数（ＲＦ）エネルギ及びマイクロウェーブエネルギを制御可能に供給するためのジェネレータ１０２を備えている。この目的に適切なジェネレータは、ＷＯ２０１２／０７６８４４に記載されている。この文献は、参照することにより、本明細書に組み込まれる。ジェネレータは、搬送に適切な出力レベルを判定するために、機器から反射され、受信した信号を監視するように構成され得る。たとえば、ジェネレータは、最適な搬送出力レベルを判定するために、機器の遠位端で見たインピーダンスを計算するように構成され得る。ジェネレータは、患者の呼吸サイクルにマッチするように調整された一連のパルスで出力を搬送するように構成され得る。このことは、肺がしぼんでいる場合に出力の搬送を行うことを可能にすることになる。

ジェネレータ１０２は、インターフェースケーブル１０４によってインターフェースジョイント１０６に接続されている。インターフェースジョイント１０６は、注入器などの流体搬送デバイス１０８から、流体の供給１０７を受領するようにも接続されている。必要であれば、インターフェースジョイント１０６は、たとえば１つまたは複数の制御ワイヤまたはプッシュロッド（図示せず）の長手方向（前後）の移動を制御するために、トリガ１１０をスライドさせることによって操作可能である、機器制御機構を収容することができる。複数の制御ワイヤが存在する場合、完全に制御するために、複数のスライドトリガがインターフェースジョイント上に存在する場合がある。インターフェースジョイント１０６の機能は、ジェネレータ１０２からの入力と、流体搬送デバイス１０８からの入力と、機器制御機構からの入力とを合わせて、単一の可撓性シャフト１１２に送ることである。この可撓性シャフト１１２は、インターフェースジョイント１０６の遠位端から延びている。

可撓性シャフト１１２は、気管支鏡１１４の機器（作動）チャネルの長さ全体を通して挿入可能である。気管支鏡１１４の機器（作動）チャネルは、本発明では、たとえばＣｏｖｉｄｉｅｎのｓｕｐｅｒＤｉｍｅｎｓｉｏｎ（登録商標）ナビゲーションシステムなどの電磁ナビゲーション気管支鏡検査（ＥＮＢ）システムの一部であることが好ましい。

気管支鏡１１４は、複数の入力ポートと、出力ポートとを有する本体１１６を備えている。この出力ポートからは、機器コード１２０が延びている。機器コード１２０は、複数の管腔を囲む外側ジャケットを備えている。複数の管腔は、本体１１６から機器コード１２０の遠位端に、様々な物質を搬送する。複数の管腔の１つは、上述の機器チャネルである。他の管腔には、たとえば、遠位端において照明を提供するため、または、遠位端から画像を収集するために、光線を搬送するためのチャネルが含まれる場合がある。本体１１６は、遠位端を見るためのアイピース１２２を含む場合がある。遠位端に照明を提供するために、光源１２４（たとえば、ＬＥＤなど）が、照明入力ポート１２６によって本体１１６に接続され得る。

可撓性シャフト１１２は、気管支鏡１１４の機器チャネルを貫通し、気管支鏡のチューブの遠位端において（たとえば、患者の内側で）突出するような形状である、遠位アセンブリ１１８（図１にはスケーリングして示されていない）を有している。遠位端アセンブリは、無線周波数エネルギ及び／またはマイクロウェーブエネルギを生体組織内に搬送するための作動チップを含んでいる。

以下に論じる遠位アセンブリ１１８の構造は、ＥＮＢシステムでの使用のために特に設計され得る。それにより、遠位アセンブリ１１８の最大の外径が、２．０ｍｍ以下、たとえば、１．９ｍｍ未満（そしてより好ましくは、１．５ｍｍ未満）であり、可撓性シャフトの長さは、１．２ｍ以上にすることができる。

本体１１６は、可撓性シャフトに接続するための出力入力ポート１２８を含んでいる。この可撓性シャフトは、無線周波数エネルギ及びマイクロウェーブエネルギをジェネレータ１０２から遠位アセンブリ１１８に搬送することが可能である同軸ケーブル（たとえば、慣習的な同軸ケーブル）を備えている。ＥＮＢデバイスの機器チャネルにフィットすることが物理的に可能である同軸ケーブルは、１．１９ｍｍ（０．０４７インチ）、１．３５ｍｍ（０．０５３インチ）、１．４０ｍｍ（０．０５５インチ）、１．６０ｍｍ（０．０６３インチ）、１．７８ｍｍ（０．０７０インチ）の外径で利用することができる。カスタムされたサイズの同軸ケーブル（すなわち、オーダーメイド）も、使用され得る。

上述のように、少なくとも機器コード１２０の遠位端の位置を制御することができることが望ましい。本体１１６は、機器コード１２０を通って延びる１つまたは複数の制御ワイヤ（図示せず）によって機器コード１２０の遠位端に機械的に結合された制御アクチュエータ１３０を含む場合がある。制御ワイヤは、機器チャネル内を通るか、その専用のチャネル内を通る場合がある。制御アクチュエータ１３０は、レバーもしくは回転可能なノブ、または、任意の他の既知のカテーテル操作デバイスである場合がある。機器コード１２０の操作は、たとえば、コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）画像から組み立てられた仮想三次元マップを使用して、ソフトウェアで補助され得る。

図２は、機器コード１２０の軸を見下ろす図である。この実施形態では、機器コード１２０内に４つの管腔が存在している。もっとも大の管腔は、機器チャネル１３２である。他の管腔には、カメラチャネル１３４と、一対の照明チャネル１３６とが含まれているが、本発明はこの構成に限定されない。たとえば、他の管腔、たとえば、制御ワイヤの管腔、または、流体の搬送もしくは吸引のための管腔が存在する場合がある。

本発明は、ＥＮＢシステムのカテーテルの遠位端において組織の切除を実施することができる機器を提供することを試みている。副作用を低減し、機器の効率を最大にするために、送信アンテナは、ターゲットとなる組織の可能な限り近くに位置するものとする。理想的には、機器の放射ポートが、処置の間、腫瘍の内側（たとえば、中心）に位置する。肺内のターゲットとなる場所に達するために、機器は、気道を通るとともに、声帯などの障害物を回り込んでガイドされる必要がある。このことは、機器が、理想的には可撓性であるとともに断面積が小さいことを意味している。具体的には、機器は、細く、曲がっている場合がある細気管支に沿って導入する必要があるアンテナ付近では、かなり可撓性であるものとする。機器のアンテナ部のサイズは、アンテナをわずかな場所で適切に作動させ、アンテナの構成要素が剛性である場合には、機器の可撓性を増大させることが可能である場合、やはり低減されるものとする。

以下の記載は、記載の遠位アセンブリ１１８における使用に適切である複数のアンテナ構成を提供している。複数のエネルギ搬送プロファイルがまた開示される。任意のエネルギ搬送プロファイルが、任意のアンテナ構造で使用され得ることと、すべての可能な組合せが、開示されているものとして理解されることと、を理解されたい。

以下の詳細な説明では、別様に述べられていない限り、構成要素の長さは、同軸ケーブル／機器コードの長手軸に平行な方向におけるその寸法に言及している。

図３は、本発明の実施形態における遠位アセンブリ１１８の放射体として使用される、電気外科機器２００の遠位端の断面図である。電気外科機器２００は、無線周波数（ＲＦ）エネルギ及びマイクロウェーブエネルギを搬送するために、その近位端において、電気外科ジェネレータ（図示せず）に接続された、同軸ケーブル２０２を備えている。同軸ケーブル２０２は、第１の誘電材料２１０によって外側導電体２０８から分離されている内側導電体２０６を備えている。同軸ケーブル２０２は、好ましくは、マイクロウェーブエネルギに関して損失が少ない。チョーク（図示せず）が、遠位端から反射されたマイクロウェーブエネルギの、後方への伝播を防止し、したがって、デバイスに沿う後方の加熱を制限するために、同軸ケーブルに設けられ得る。

本デバイスは、遠位端に温度センサを含む場合がある。たとえば、図３では、機器の遠位端の温度を示す信号を近位端に戻すように伝達するように、熱電対２３０が外側導電体に取り付けられている。

温度の監視のための他の技術を使用することができる。たとえば、その物理的構造が温度に敏感である１つまたは複数の微少機械構造が、デバイスの遠位部分、たとえば、以下に論じる外装内またはその上に取り付けられ得る。これら構造は、光ファイバと整合することができ、それにより、構造の移動によって生じる反射信号の変化が、温度の変化を示し得る。

同軸ケーブル２０２は、放射チップセクション２０４で、その遠位端において終端している。この実施形態では、放射チップセクション２０４は、外側導電体２０８の遠位端２０９の前に延びている内側導電体２０６の遠位の導電セクション２１２を備えている。遠位の導電セクション２１２は、その遠位端において、第２の誘電材料で形成された誘電チップ２１４によって囲まれている。この第２の誘電材料は、第１の誘電材料２１０と同じであるか異なるものとすることができる。誘電チップ２１４の長さは、遠位の導電セクション２１２の長さより短い。

同軸ケーブル２０２及び放射チップセクション２０４は、そのもっとも外側の表面にわたって形成された生体親和性外装（図示せず）を有する場合がある。外装２１８は、生体親和性材料で形成される場合がある。

誘電チップ２１４は、たとえば、ドーム形状、円筒、円錐などのいずれかなどの、任意の適切な遠位形状を有する場合がある。平滑なドーム形状は、小チャネルを通して動かされる際のアンテナの可動性が増大することから、好ましい場合がある。

図４は、図３に示す構成を有するアンテナの、吸収パターンのシミュレーションの長手方向の断面を示している。

処置の間、周囲の組織が、放射されたエネルギを吸収する。エネルギが搬送される組織の容量は、マイクロウェーブエネルギの周波数に依存する。

図５は、本発明の別の実施形態における遠位アセンブリ１１８の放射体として使用される、電気外科機器２２０の遠位端の断面図である。図３と共通の特徴には、同じ参照符号が与えられており、再度記載しない。

図５では、放射チップセクション２０４は、外側導電体２０８を３つの周囲の領域２２２、２２４、２２６から除去して、３つのセクションを露出した誘電体から外すことによって形成された、３つのスロットのアンテナを備えている。３つの周囲の領域（本明細書では「スロット」とも呼ばれる）２２２、２２４、２２６は、短い同軸セクション２２８、２３２によって分離されている。もっとも遠位のスロット２２６は、機器２２０の遠位端から後退しており、それにより、機器は、同軸セクション２３４で終端している。近位のスロット２２２と遠位のスロット２２６とは、誘電材料２１４内のマイクロウェーブエネルギの波長の１０分の１にほぼ等しい長さを有している。中間のスロット２２４は、誘電材料２１４内のマイクロウェーブエネルギの４分の１波長にほぼ等しい長さを有している。各スロットの離間距離、すなわち、同軸セクション２２８、２３２、及び２３４の長さは、誘電材料２１４内のマイクロウェーブエネルギの４分の１波長にほぼ等しい。

図６は、本発明の別の実施形態における遠位アセンブリ１１８の放射体として使用される、電気外科機器２４０の遠位端の断面図である。図３と共通の特徴には、同じ参照符号が与えられており、再度記載しない。

図６では、放射チップセクション２０４は、組み合わせられた双極子及びスロットアンテナを備えている。このことは、出力損失の密度プロファイルをより球形にし、同軸ケーブルの外側表面の後方への加熱を低減するものである。放射スロット２４２は、外側導電体２０８を周囲の領域から除去して、誘電材料を露出させることによって形成される。スロット２４２は、短い同軸セクション２４６により、遠位チップセクション２４４から分離されている。この遠位チップセクション２４４でも外側導電体が除去されている。遠位チップセクション２４４は、図３に示す実施形態の放射チップセクション２０４全体と同じ方式で機能する。

スロット２４２は、誘電材料２１４内のマイクロウェーブエネルギの波長の１０分の１にほぼ等しい長さを有している。スロット２４２と遠位チップセクション２４４との間の離間距離（すなわち、同軸セクション２４６の長さ）は、誘電材料２１４内のマイクロウェーブエネルギの４分の１波長にほぼ等しい。

図７は、本発明の別の実施形態における遠位アセンブリ１１８の放射体として使用される、電気外科機器２５０の遠位端の断面図である。図３と共通の特徴には、同じ参照符号が与えられており、再度記載しない。

図７では、放射チップセクション２０４は、単一のスロットアンテナと、放射遠位端面とを備えている。この構成は、球形ではない出力損失の密度プロファイルを示している。このことは、異なる形状の出力損失の密度プロファイルが、放射チップセクションの幾何学形状を変更することによって生成され得ることを証明している。

図７では、放射スロット２５２は、外側導電体２０８を周囲の領域から除去して、誘電材料を露出させることによって形成される。スロット２５２は、機器の遠位端面２５６から、短い同軸セクション２５４によって分離されている。この同軸セクション２５４は、遠位端面２５６と同一平面を成して終端している。

本発明の切除アンテナは、バイオプシツールに組み込まれる場合がある。この組合せにより、組織のサンプリング及び切除の機能が、単一の機器によって与えられ得る。これにより、作業が高速化される場合がある。

図８Ａ及び図８Ｂは、組み合わせられたバイオプシと切除との機器の実施例を示している。図８Ａは、本発明の別の実施形態における遠位アセンブリ１１８の放射体として使用することができる、遠位の顎アセンブリ３００の断面図の概略的表示を示している。遠位の顎アセンブリ３００は、機器コード１２０の遠位端から突出している。機器コード１２０によって搬送される同軸ケーブル３０４は、内側導電体３０６と、外側導電体３０８と、内側導電体３０６を外側導電体３０８から分離する誘電材料３１０とを備えている。同軸ケーブル３０４の遠位端において、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂが配置されている。一対の顎部３１２ａ、３１２ｂは、たとえば、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの近位端におけるヒンジ３１４により、互いに対して旋回可能に接続されている。一対の顎部３１２ａ、３１２ｂは、生体組織のサンプルを収集するための、ある容量を囲むシェルを形成する。この実施形態では、シェルは、菱形を示しているが、実際には、シェルの形状の制限は存在しない。一対の顎部の旋回可能である機能は、顎部を分離するように移動させて、顎アセンブリの遠位端に向かって面する容量への入り口を形成することを可能にするように作用する（図８Ｂ参照）。一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの各々は、導電性の外側シェル（たとえば、洞、銀、金、またはアルミニウムなどの金属で形成されている）を備えている。一実施例では、導電性の外側シェルは、ステンレス鋼と、その外側表面上の銀または金の被覆とで形成されている。内側のステンレス鋼の層は、外側の被覆よりも熱伝導性が低く、これにより、内容量と外側表面との間の熱バリアを向上させて、組織のサンプルが加熱によってダメージを受けないことを確実にしている。図８Ａに示す実施形態では、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの各々が、断熱材の薄い層３１８を備えている。この層は、熱伝導性が低い材料で形成され得る。たとえば、ポリスチレンなどのプラスチック材料が使用され得る。断熱層３１８は、対応する導電性の外側シェルの内側表面に形成され得る（たとえば、接着されるか、別様に固定される）。代替的には、断熱層は、最初に成型され、導電性のシェルを提供するように、その上に金属沈着または被覆の層を形成する場合がある。この実施形態では、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの各々は、その開いた縁部において互いに対向した、開いたカップ状の構造を形成する。一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの対向する縁部３１６は、ぎざぎざか、鋸歯状のプロファイルを有する場合がある。対向する縁部３１６は、顎アセンブリが閉じた構成にある際に、嵌合する（すなわち、ともにフィットする）ように構成されている。顎部の内側に場が存在することを確実にするように、縁部に沿って溝が存在する場合がある。すなわち、これにより、ＥＭガスケットまたはシールを形成して、マイクロウェーブの場が、顎部内に包含された組織に入ることを防止する。マイクロウェーブの場が組織内に入ると、組織の加熱に繋がる場合がある。導電性の外側シェルは、閉じた構成では、電気的に接続されている。このことは、導電性材料のシェルが、ファラデーケージとして作用して、遠位の顎アセンブリが閉じられている場合に、電場（具体的には、同軸ケーブルから供給されるエネルギからのマイクロウェーブの場）が閉じた容量内に存在することを防止するか妨げる場合がある。

電場が一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの導電性の外側シェルを通して侵入することを防止するために、これらシェルを形成する導電性材料は、同軸ケーブルによって搬送されるマイクロウェーブエネルギの周波数における材料の表皮厚さの少なくとも３倍の厚さを有する。この厚さは、理想的には、表皮厚さの５倍以上である。

一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの導電性の外側シェルは、同軸ケーブル３０４の内側導電体３０６に、たとえば、ヒンジ３１４を通して延びる接続を介して、電気的に接続されている。

遠位の顎アセンブリ３００は、遠位の顎アセンブリ３００を閉じた構成と開いた構成との間で変更するように、同軸ケーブル３０４に対して軸方向に移動可能であるスライドスリーブ３２０をさらに備えている。スライドスリーブ３２０は、同軸ケーブル３０４の周囲、かつ、機器コード１２０内に取り付けられている。代替的実施形態では、スリーブは、供給ケーブル自体の一部である場合がある。すなわち、供給ケーブルは、同軸ケーブルに対して、同軸ケーブル内に引込み可能である場合がある。スライドスリーブの近位端は、プッシュロッド３２２に接続されている。このプッシュロッド３２２は、機器コードを通って近位に延び、かつ、上述のプルトリガ１１０によって制御可能である。

外側スリーブ３２０は、外側導電層と、内側誘電層３２４とを備えている。内側誘電層３２４は、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの外側表面に当接し、これら顎部を外側導電層から電気的に絶縁している。外側導電層は、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂから空間的に分離された領域において、内側誘電層３２４を通って延びる接続部３２６により同軸ケーブル３０４の外側導電体３０８に電気的に接続されている。

この実施形態では、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂは、たとえば、ヒンジ３１４内にバネを含むことにより、互いから離れるようにバイアスがかけられており、それにより、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂが、スライドスリーブ３２０に対して付勢されるようになっている。このため、スライドスリーブが一対の顎部３１２ａ、３１２ｂに対して近位方向（図８Ａでは左）にスライドすると、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂがスリーブから突出し、バイアス力の影響下で、閉じた容量内へアクセスするように開く。移動の性質は、一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの外側シェルに適切な外側プロファイルを提供することによって制御される。

図８Ｂは、開いた構成にある場合、すなわち、スリーブ３２０が近位にスライドして一対の顎部３１２ａ、３１２ｂを露出させた場合の、図８Ａに示す遠位の顎アセンブリの概略的表示を示している。一対の顎部２１２ａ、２１２ｂはこのため、生体組織のサンプルを受領するように開いている。

使用時には、本デバイスは、閉じた構成の間に処置（サンプル抽出）場所に挿入される。定位置に置かれると、スリーブ２２０が後退して、一対の顎部２１２ａ、２１２ｂを開き得る。開いた顎部が組織の所望の部分に対して位置する場合、スリーブ３２０は、顎部を越えて遠位に押し出され、こうして、顎部が生体組織のサンプルを把持するとともに除去する。一対の顎部３１２ａ、３１２ｂの対向する縁部は、切除の効率を向上させるために、鋭くなっている場合がある。組織のサンプルが除去され、顎部のシェル内に包含されると、マイクロウェーブエネルギが同軸ケーブルを通して供給されて、サンプルが除去された後に残る出血表面を凝固させる。スリーブ及び一対の顎部の外側導電層によって放射されたマイクロウェーブ場は、以下により詳細に論じる。閉じた顎部がファラデーケージとして作用し、マイクロウェーブ場の侵入深さがシェルの厚さに比べて無視できることから、サンプルは、マイクロウェーブ場から保護され、したがって、望ましくない組織の影響を避けている。

温度センサ３２８（たとえば、微小熱電対など）が、閉じた容量の内部に取り付けられて、組織のサンプルの温度を監視する場合がある。温度センサ３２８は、外部のプロセッサに、ワイヤ３３０によって接続されている場合がある。このワイヤ３３０は、ヒンジ３１４を通り、供給ケーブルの内側に沿って配されている場合がある。温度センサは、外側の顎部またはシェルにも接続されて、マイクロウェーブによる凝固または切除が必要とされる場合に、組織の温度を測定する場合がある。

早期の診断及び処置が、肺がんを乗り切るためには重要である。上述の機器の構成は、早期の段階の肺がんの検出及び診断のための、侵襲性が最小限のＥＮＢ手術で使用するためのものである。しかし、そのような微小ケーブルを通してマイクロウェーブを搬送することは、本質的に損失が多い。本発明では、この問題に、マイクロウェーブエネルギ（たとえば、５．８ＧＨｚ）を搬送する際に、損失を２ｄＢ／ｍに制限するように、エネルギ搬送ケーブル（具体的には、機器コード内）を設計することによって対処している。

マイクロウェーブ放射をターゲットとなる場所に搬送するためのケーブルは、損失が少ないものとされ、断面積が小さく、可撓性である。ケーブルは、処置の間の加熱を避けるために、損失が少ないものとされ、それにより、アンテナからの所望の放射を提供するように、遠位端において十分な出力が存在するようになっている。

好ましいケーブルのタイプは、誘電外被で軸方向に囲まれ、次いで外側導電体によって軸方向に囲まれた内側導電体で形成された同軸ケーブルである。そのようなケーブルで形成されたアンテナ内の放射部は、内側導電体と、同軸ケーブルの外側導電体の端部から突出する誘電外被との断面で形成されている場合がある。

それでも、ケーブルの損失が少ない場合であっても、遠位のアンテナにおける切除に利用可能である出力が制限されることが、確認される。このことに対処するため、かつ、繰り返し可能で一貫した切除を実施することを可能にするために、上述の機器は、ＲＦエネルギとマイクロウェーブエネルギとの組合せの搬送に使用することができる。

上述のアンテナは、最初にＲＦエネルギを搬送するために使用することができる。ＲＦエネルギは、正常な（すなわち、比較的新鮮な）組織のインピーダンスで組織を効率的に切除することができる。切除手術の開始時にＲＦエネルギを使用することの利点は、エネルギの損失に起因する悪影響がほとんど存在しないことである。ＲＦエネルギにより、無視できる量のケーブルの加熱が生じる。組織のインピーダンスが低いままである、この最初のフェイズの間、上述の機器は、半径約５ｍｍの切除ゾーンで、遠位端周りに切除球を形成するようにＲＦエネルギを搬送し得る。

切除が進むと、組織のインピーダンスが上がり、ＲＦエネルギの効率が低下する。この段階では、マイクロウェーブエネルギは、組織の切除を行うのに依然として有効であり得る。したがって、エネルギ搬送プロファイルは、マイクロウェーブエネルギを含み得、それにより、切除ゾーンは、組織のインピーダンスが変化するにつれて次第に大きくなり続け得る。しかし、概して、本明細書で使用されるエネルギ搬送プロファイルは、マイクロウェーブエネルギの搬送に関連する損失なしで、ＲＦエネルギによって達成することができる切除量を最大化することを試みている。

エネルギ搬送プロファイルを、マイクロウェーブエネルギを含むように適合させることができる多くの方法が存在する。しかし、損失に起因する悪影響を生じ得るのがマイクロウェーブエネルギであることから、エネルギの損失を最小にする方式で、マイクロウェーブエネルギをエネルギ搬送プロファイル内に組み込むことが望ましい。

一実施例では、組織のインピーダンスが測定され得、マイクロウェーブエネルギは、組織のインピーダンスがある閾値を超えたことが検出された後に切り替えられ得る。

組織のインピーダンスを検出することは、必要ではない場合がある。たとえば、いくつかの実施形態では、ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブエネルギは、所定の時間ベースのプロファイルで搬送することができる。シンプルな実施例では、ＲＦエネルギは、最初の期間（たとえば、１分から５分）の間に搬送され得、その後に、当面の期間のマイクロウェーブエネルギの搬送がされて、切除のサイズを増大させる。

上述の実施例では、マイクロウェーブエネルギが搬送される際に、エネルギの損失の影響を緩和する方式で行われる場合がある。たとえば、冷却流体も、機器コードを通して、または外側冷却ジャケット内で搬送され得る。代替的または追加的に、マイクロウェーブエネルギは、パルス状とされる場合がある。すなわち、マイクロウェーブエネルギが搬送されない期間（ＯＦＦの期間）によって分割された、予め設定された期間（すなわち、ＯＮの期間）で搬送される。ＯＦＦの期間を有することにより、ケーブルに沿って失われて、消散したエネルギに関する、いくらかのリカバリ時間が提供される。別の実施例では、マイクロウェーブエネルギは、９％のデューティサイクル、たとえば、１０ｍｓのＯＮの部分と、１００ｍｓのＯＦＦの部分から構成される１１０ｍｓの期間で、搬送することができる。デューティサイクルは、９％未満、たとえば、５％とされる場合がある。

ＯＦＦの期間、切除の効率を維持するために、本機器は、ＯＦＦの期間、ＲＦエネルギを搬送するように構成されている場合がある。換言すると、ＲＦエネルギとマイクロウェーブエネルギとは、交互になっている場合がある。いくつかの実施形態では、ＲＦエネルギは、マイクロウェーブエネルギがパルス状である間、継続的に適用される場合がある。

マイクロウェーブエネルギは、異なる出力レベルで搬送され得る。たとえば、１つのマイクロウェーブエネルギ搬送プロファイルが、１００Ｗで２秒間の、最初のＯＮの期間を含み、次いで、連続して、１０Ｗで１００秒間のＯＮの期間を含む場合がある。このプロファイルにより１２００Ｊが、前倒しの方式でシステム内に搬送される。搬送されるエネルギの総量は、切除ゾーンのサイズに影響する場合がある。別の実施例では、３７０Ｊが、類似の前倒しのプロファイルを使用して搬送される場合がある。たとえば、１０Ｗで５秒間の最初のＯＮの期間を含み、次いで、連続して、４Ｗで８０秒間のＯＮの期間を含む。

別の実施例では、マイクロウェーブエネルギは、ＲＦエネルギの周波数で調整される場合がある。すなわち、マイクロウェーブ場の振幅が遅れずに変更され得る。これにより、ＲＦの効率とマイクロウェーブ場の効率とを合わせることを可能にする場合がある。

損失及びケーブルの加熱を低減するための他の考慮事項には、機器の物理的特性を適合させることが含まれる場合がある。たとえば、エネルギの搬送に使用される同軸ケーブルは、損失の少ないエネルギの搬送により適切な特性インピーダンスを有するようにカスタマイズされ得る。アンテナは、反射される出力を制限するように構成され得るか、シース電流を防止するために、チョークが設けられ得る。しかし、そのようなカスタマイズは、必要なエネルギ損失の低減を実現する経済的な方法ではない場合がある。

Claims (20)

1. 無線周波数（ＲＦ）エネルギ及びマイクロウェーブエネルギを肺組織に搬送するための電気外科装置であって、前記電気外科装置が、
   ＲＦエネルギとマイクロウェーブエネルギとを別々または同時に生成するためのジェネレータと、
   電気外科機器であって、
   前記ジェネレータに接続され、ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブエネルギを搬送するように構成された同軸ケーブルであって、前記同軸ケーブルが、内側導電体、外側導電体、及び、前記内側導電体と外側導電体とを分離する誘電材料を有する、前記同軸ケーブル、ならびに、
   前記ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブエネルギを前記同軸ケーブルから受領するように前記同軸ケーブルの遠位端に配置された放射チップ部分を備えている、
   前記電気外科機器と、を備え、
   前記放射チップ部分が、前記内側導電体に電気的に接続された第１の導電要素、及び、前記内側導電体から電気的に絶縁された第２の導電要素を備え、前記第１の導電要素と前記第２の導電要素とが、
   前記ＲＦエネルギを、前記放射チップ部分を囲む組織内に搬送するための作動電極及びリターン電極、ならびに、
   前記マイクロウェーブエネルギを、局所化されたマイクロウェーブ場として放射するためのアンテナとして作用するように構成されており、
   前記電気外科機器が、電磁ナビゲーション気管支鏡内の導入可能な機器コードの機器チャネルを通して挿入可能である、前記電気外科装置。
2. 患者の肺内への非経皮的挿入のための、導入可能な機器コードを有する電磁ナビゲーション気管支鏡を含み、前記機器コードが、その長さに沿って通る機器チャネルを有する、請求項１に記載の電気外科装置。
3. 前記同軸ケーブル及び前記放射チップ部分が、１．９ｍｍ以下の最大外径を有する、請求項１または請求項２に記載の電気外科装置。
4. 前記マイクロウェーブエネルギを搬送している場合、前記同軸ケーブルが、２ｄＢ／ｍ以下の損失を示すように構成されている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科装置。
5. 前記ジェネレータが、ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブエネルギを搬送して、エネルギ搬送プロファイルに従って、前記放射チップ部分における組織の切除を生じさせるように構成されている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科装置。
6. 前記エネルギ搬送プロファイルが、もっぱらＲＦエネルギで構成された最初の部分を含んでいる、請求項５に記載の電気外科装置。
7. 前記エネルギ搬送プロファイルが、パルス状のマイクロウェーブエネルギを含むマイクロウェーブ切除部分を含んでいる、請求項５または請求項６に記載の電気外科装置。
8. 前記パルス状のマイクロウェーブエネルギが、前記マイクロウェーブエネルギが搬送されない一連のＯＦＦ部分によって分離されて前記マイクロウェーブエネルギが搬送される一連のＯＮ部分を含み、ＲＦエネルギが、前記ＯＦＦ部分の１つまたは複数で搬送される、請求項７に記載の電気外科装置。
9. 前記ジェネレータが、前記放射チップ部分において、組織のインピーダンスを検出するように構成されており、前記エネルギ搬送プロファイルが、前記検出されたインピーダンスに基づいて調整可能である、請求項５から請求項８のいずれか一項に記載の電気外科装置。
10. 前記エネルギ搬送プロファイルが、もっぱらＲＦエネルギで構成された第１の部分と、それに次ぐ、マイクロウェーブエネルギを含む第２の部分とを備え、前記ジェネレータが、前記組織のインピーダンスが所定の閾値を超えていると判定された際に、前記第２の部分に切替えるように構成されている、請求項９に記載の電気外科装置。
11. エネルギ搬送プロファイルが、前記マイクロウェーブエネルギが搬送される部分を含み、前記ジェネレータが、前記ＲＦエネルギに対応する周波数において前記マイクロウェーブエネルギを調整するように構成されている、請求項５から請求項１０のいずれか一項に記載の電気外科装置。
12. 前記第１の導電要素が、前記外側導電体の遠位端を越えて延びる前記内側導電体の長さを含み、前記第１の導電要素が、その長さに沿って前記誘電材料によって囲まれている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科装置。
13. 前記第２の導電要素が、前記外側導電体の前記遠位端である、請求項１２に記載の電気外科装置。
14. 前記第１の導電要素及び前記第２の導電要素が、前記放射チップ部分において周囲の放射スロットを形成する、先行請求項のいずれかに記載の電気外科装置。
15. 前記第１の導電要素及び前記第２の導電要素が、前記放射チップ部分において複数の周囲の放射スロットを形成する、請求項１４に記載の電気外科装置。
16. 前記複数の放射スロットが、前記誘電材料内の前記マイクロウェーブエネルギの波長の約１０分の１の長さを有する近位のスロットと、前記誘電材料内の前記マイクロウェーブエネルギの波長の約１０分の１の長さを有する遠位のスロットと、前記近位のスロットと前記遠位のスロットとの間の中間のスロットと、を含み、前記中間のスロットが、前記誘電材料内の前記マイクロウェーブエネルギの波長の約４分の１の長さを有する、請求項１５に記載の電気外科装置。
17. 前記第１の導電要素が、前記放射チップ部分の遠位領域内の前記第２の導電部分の遠位端を越えて延びる、請求項１４に記載の電気外科装置。
18. 前記第１の導電要素と前記第２の導電要素との両方が、前記スロットの遠位エッジを越えて、前記放射チップ部分の遠位面に延びる、請求項１４に記載の電気外科装置。
19. 前記第１の導電要素が、前記放射チップ部分の前記遠位面において露出している、先行請求項のいずれかに記載の電気外科装置。
20. 前記第１の導電要素と前記第２の導電要素とが、組織のある部分を包含するように構成された一対の顎部上に形成されている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科装置。

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