JP2022504110A - 電気外科器具 - Google Patents

Abstract

一態様では、本開示は、遠位先端部からマイクロ波エネルギーを放射することによって止血を行うための電気外科器具を提示し、この場合、導電性放射電極は、絶縁性の非粘着性材料でコーティングされている。別の態様では、本開示は、無線周波数またはマイクロ波電磁エネルギーを使用して止血を行うための電気外科器具を提供し、この場合、器具の遠位先端部は、治療部位との間で流体を運ぶための導電性中空針を含み、中空針は電気的にグラウンドされる。
【選択図】図３

Description

本発明は、標的組織を焼灼するために、マイクロ波エネルギー及び／または無線周波数エネルギーを生体組織に供給するための電気外科器具に関する。電気外科器具は、治療部位に流体を供給するための針に連結された流体供給チャネルを含む。プローブは、内視鏡もしくはカテーテルのチャネルを通して挿入することができる、または腹腔鏡手術もしくは開腹手術で使用することができる。

電磁（ＥＭ）エネルギー、そして特にマイクロ波及び無線周波数（ＲＦ）エネルギーは、体組織を切断して、凝固させ、焼灼する能力があるため、電気外科手術に有用であることが見出されている。典型的には、ＥＭエネルギーを体組織に供給するための装置は、このエネルギーを組織に供給するために、ＥＭエネルギー源を含む発電機、及びこの発電機に接続される電気外科器具を備える。従来の電気外科器具は、多くの場合、患者の体内に経皮的に挿入されるように設計されている。しかし、例えば標的部位が動いている肺または胃腸（ＧＩ）管の薄壁部分にある場合、この器具を体内に経皮的に配置することは困難である場合がある。他の電気外科器具は、気道または食道または結腸の内腔などの体内の経路を介して通すことができる外科用スコーピングデバイス（例えば、内視鏡）によって標的部位に送達させることができる。これにより、低侵襲性の治療が可能になり、患者の死亡率を低下させ、術中及び術後の合併症率を低下させることができる。

マイクロ波ＥＭエネルギーを使用する組織焼灼は、生体組織が主に水から構成されているという事実に基づいている。人間の軟器官・組織は、通常、水分含有量が７０％～８０％である。水分子には永久的な電気双極子モーメントがある。これは、分子全体に電荷の不均衡が存在することを意味する。この電荷の不均衡により、分子が回転するときに時間変化する電界を印加することによって生成される力に応答して分子が移動し、電気双極子のモーメントが印加された電界の極性と整合するようになる。マイクロ波周波数では、急速な分子の振動が摩擦の加熱を引き起こし、その結果、熱の形で場のエネルギーが散逸する。これは誘電加熱として知られている。

この原理は、マイクロ波焼灼療法で利用される。この場合には、マイクロ波周波数で局所的な電磁場を適用することにより、標的組織の水分子が急速に加熱され、組織の凝固と細胞死が起こる。肺及びその他の器官における様々な状態を治療するために、マイクロ波放射プローブを使用することが知られている。例えば、肺では、喘息の治療、及び腫瘍または病変の焼灼にマイクロ波放射を用いることができる。

ＲＦＥＭエネルギーは、生体組織の切断及び／または凝固に使用することができる。ＲＦエネルギーを使用して切断する方法は、電流が組織マトリックスを通過するときに（細胞のイオン、すなわちナトリウムとカリウムの含有によって促される）、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するという原理に基づいて動作する。純粋な正弦波が組織マトリックスに適用されると、組織の水分を気化させるのに十分な熱が細胞内で発生する。したがって、細胞の内圧が大幅に上昇して細胞膜では制御できなくなり、その結果、細胞が破裂する。これが広範囲にわたって発生すると、組織が切断されたことが見てとれる。

ＲＦ凝固は、組織に効率の劣る波形を適用することで機能させ、それにより、気化させる代わりに、細胞の内容物が約６５℃に加熱される。これはまた、乾燥によって組織を脱水させ、血管壁のタンパク質と細胞壁を構成するコラーゲンを変性させる。タンパク質の変性は凝固カスケードへの刺激として作用するため、凝固が促進される。同時に、細胞壁のコラーゲンは、棒状の分子からコイルに変性する。これにより、血管が収縮してサイズが小さくなり、血餅にアンカーポイントを付し、詰まる領域が小さくなる。

いくつかの電気外科器具は、流体（例えば、液体及び／または気体）を治療部位に供給するための流体供給システムと共に使用され得る。場合によっては、流体供給システムを使用して、治療部位に液体薬剤を投与することができる。例えば、重度の出血時に血管を収縮させるために、出血部位にアドレナリンを投与することが知られている。

別の例として、流体供給システムを使用して、アルゴンガスを治療部位に供給し、アルゴンプラズマ凝固（ＡＰＣ）を実行することができる。ＡＰＣは、電気外科器具と標的組織との物理的接触を必要としない方法で出血を制御するための外科的手法である。ＡＰＣでは、アルゴンのジェットが電気外科器具によって供給されるマイクロ波及び／またはＲＦエネルギーでイオン化され、凝固を引き起こし、出血を制御する。

本明細書の開示は、一緒にまたは別々に提供され得る２つの態様を提示する。

第１の態様において、本発明は、遠位先端部からマイクロ波エネルギーを放射することにより止血を行うための電気外科器具を提供し、これにおいて、マイクロ波エネルギーが放射された導電性電極は、絶縁性の非粘着性の材料でコーティングされている。

第２の態様において、本発明は、無線周波数（ＲＦ）またはマイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを使用して止血を行うための電気外科器具を提供し、これにおいて器具の遠位先端部は、治療部位との間で流体を運ぶための導電性中空針を含み、中空針が電気的にグラウンドされている。

第１の態様について、本発明者らは、組織が凝固または焼灼されると、組織が器具先端部に粘着する傾向がある可能性があることを見出した。これにより、組織に損傷を与える、または器具先端部を治療部位から取り外したときに出血を引き起こす可能性がある。マイクロ波エネルギーが放射される少なくとも導電性要素（例えば電極）上に非粘着性コーティングを設けることは、組織が器具先端部に粘着するのを防ぐのに役立つ。いくつかの例では、器具先端部全体がコーティングされ得る。非粘着性コーティングを施すことで、マイクロ波エネルギーの適用後に治療部位から器具先端部を除去するのが容易になる可能性がある。非粘着性コーティングは、パリレンＣまたはパリレンＤなどの生体適合性材料で出来ていてもよい。

本発明者らは、放射されたマイクロ波エネルギーを使用して止血を効果的に行うことができることに気付いた。マイクロ波エネルギーが使用されるとき、マイクロ波エネルギーが放射構造から放射され、非粘着性コーティングが絶縁性（すなわち非導電性）であり得る。様々な絶縁性の非粘着性の生体適合性材料が知られており、この目的のために使用することができる。対照的に、止血は従来、ＲＦエネルギーを使用して行われている。この場合、ＲＦ電流が標的組織に流れるように電極を露出させる必要があるため、絶縁性の非粘着性コーティングは使用できない。本発明者らは、伝導による供給エネルギーによって止血を行うデバイスに、非粘着性コーティングを施すために使用することができる、生体適合性、導電性、及び非粘着性であるいずれかの適切な材料を認識していない。したがって、放射されたマイクロ波エネルギーで止血を行うことは、絶縁性の非粘着性材料でコーティングされた器具先端部を使用可能にし、それは組織が器具先端部に粘着するのを防ぎ、器具の使用を容易にすることができる。

第２の態様の場合、本発明者らは、中空針がグラウンドされていない場合（例えば、これがフローティングのままにされたときに）、それは電気外科器具によって放射されたマイクロ波及び／またはＲＦエネルギーを妨害し得ることを見出した。本発明者らは、グラウンドされていない中空針によって引き起こされる干渉効果が、マイクロ波エネルギーで特に顕著であることを見出した。これにより、電気外科器具の放射線プロファイルが歪む、及び／またはＥＭエネルギーが標的組織に供給される効率が低下する可能性がある。

本発明者らは、中空針をグラウンドすることにより、電気外科器具によって放出されるマイクロ波及び／またはＲＦエネルギーに関連する中空針の干渉を低減できることを見出した。これは、例えば針が伸張されるときに遠位先端部の前でそれが過度に遠くまで伸びるのを防ぐことによって、電気外科器具の放射線プロファイルの形状を改善させる際に機能し得る。これは、例えば、供給されるエネルギーが遠位先端部のすぐ近くに限定されることを確実にすることによって、ＥＭエネルギーが標的組織に供給される効率を改善し得る。結果として、標的組織に対するＥＭエネルギーの供給の制御が改善され得る。

第１の態様によれば、電気外科器具であって、マイクロ波エネルギーを伝送するための同軸給電ケーブルであって、同軸給電ケーブルは内側導体、外側導体、及び内側導体と外側導体とを分離する誘電材料を有する同軸給電ケーブル；マイクロ波エネルギー及び／または無線周波数エネルギーを受信するために同軸給電ケーブルの遠位端に配置された器具先端部；及び流体を器具先端部に運ぶための流体チャネルを含み、器具先端部は、マイクロ波エネルギーを生体組織に放射するための放射構造；及び流体チャネルと流体連通している中空針であって、流体チャネルから治療部位に流体を供給するように配置されている中空針を含み、放射構造は、絶縁性の非粘着性材料でコーティングされている、電気外科器具が提供され得る。

絶縁性の非粘着性材料は、器具先端部の全部または一部にコーティングとして塗布することができる。例えば、器具先端部は、絶縁性の非粘着性材料でコーティングされ得るか、またはコーティングは、放射構造に制限され得る。

絶縁性の非粘着性材料のコーティングは、４０μｍ以下、例えば１～４０μｍの範囲の厚さを有し得る。好ましくは、厚さは１０μｍ以下、例えば３～４μｍの範囲である。絶縁性の材料の厚さは、絶縁性の先端部によって異なる場合がある。それは、放射構造の上に配置されたより薄い部分を有し得る。

絶縁性の非粘着性材料は、生体適合性であり得る。いくつかの実施形態では、非粘着性材料は、パリレンＣまたはパリレンＤである。

第２の態様によれば、電気外科器具であって、マイクロ波エネルギー及び／または無線周波数エネルギーを伝送するための同軸給電ケーブルであって、同軸給電ケーブルは内側導体、外側導体、ならびに内側導体及び外側導体を分離させる誘電材料を有する、同軸給電ケーブル；マイクロ波エネルギー及び／または無線周波数エネルギーを受信するために同軸給電ケーブルの遠位端に配置された器具先端部；及び流体を器具先端部に運ぶための流体チャネルを含み、器具先端部が、マイクロ波エネルギー及び／または無線周波数エネルギーを生体組織に供給するためのエネルギー供給構造、及び流体チャネルと流体連通している中空針であって、流体チャネルから治療部位に流体を供給するように配置されている中空針、を含み、エネルギー供給構造は、マイクロ波エネルギーを生体組織に放射するための放射構造を含み、中空針は、中空針をグラウンドするために外側導体に電気的に接続されている、電気外科器具が提供され得る。

第１及び第２の態様は、例えば、グラウンドされた針及び絶縁性の非粘着性コーティングの両方を備えた電気外科器具を設けるために組み合わせることができる。両方の態様に適用できるその他の任意選択の特徴を以下に示す。

器具は、身体の標的組織を凝固及び／または焼灼するように動作することができる。例えば、器具は、肺または胃腸管の組織を治療するために使用され得るが、他の器官（例えば、子宮）の組織を治療するために使用され得る。標的組織を効率的に治療するために、器具先端部が標的組織の可能な限り近くに（また多くの場合、内部に）位置する必要があり得る。標的組織（例えば、肺の）に到達するために、装置は、通路（例えば、気道）を通って、障害物の周りを回って誘導される必要がある場合がある。これは、器具が理想的には可能な限り可撓性で、小さい断面積を有することを意味する。特に、装置は、その先端部近くで非常に可撓性である必要があり、そこで狭く屈曲している可能性がある細気管支などの狭い通路に沿って操舵される必要がある場合がある。

同軸給電ケーブルは、１つの端部が電気外科用発電機に接続可能である従来の低喪失の同軸ケーブルであってよい。特に、内側導体は、同軸給電ケーブルの長手方向軸に沿って延在する細長い導体であることができる。誘電材料は、内側導体の周りに配置することができ、例えば、第１の誘電材料は、内側導体が貫通するチャネルを有することができる。外側導体は、誘電材料の表面に配置される導電材料から作製されるスリーブであることができる。同軸給電ケーブルは、ケーブルを絶縁して保護するための外部保護シースをさらに含むことができる。いくつかの例では、保護シースは、組織がケーブルに粘着するのを防ぐために、非粘着材料から作製され得る、またはこの非粘着材料によってコーティングされ得る。

流体チャネルは、電気外科器具の近位端から器具先端部に流体（例えば、液体または気体）を運ぶのに役立ち得る。流体チャネルは、その近位端で流体の供給に対して接続可能であり得る。例えば、流体チャネルは、液体薬剤（例えば、アドレナリン）を器具先端部に運ぶために使用され得る。電気外科器具を使用してＡＰＣを行う場合、流体チャネルを使用して、アルゴンガスを器具先端部に運ぶことができる。流体チャネルはまた、器具先端部から電気外科器具の近位端まで流体を輸送するために使用され得る。例えば、器具先端部の周りの治療部位に存在する流体は、治療部位から流体を排出するために、中空針を通して吸引され、流体チャネルを介して排出され得る。流体チャネルは、例えば、電気外科器具の近位端から器具先端部まで、電気外科器具の長さに沿って延びる、可撓性の管（管腔）を含み得る。

いくつかの例では、流体チャネルは、同軸給電ケーブルに沿って延びることができる。流体チャネル及び同軸給電ケーブルは、可撓性の器具スリーブ内に収容することができ、例えば、器具スリーブは、同軸給電ケーブル及び流体チャネルを保持する管腔を画定し得る。器具スリーブは、組織がそれに粘着するのを防ぐために、非粘着性材料（例えば、ＰＴＦＥ）で作られている、またはコーティングされることが可能である。器具スリーブ内の同軸給電ケーブル及び流体チャネルの位置を維持するために、器具スリーブにインサートを設けることができる。あるいは、器具スリーブは、同軸給電ケーブルが器具スリーブの第１の管腔内に受け入れられ、流体チャネルが器具スリーブの第２の管腔内に受け入れられるように、多腔型の管であり得る。

いくつかの例では、流体チャネルは、同軸給電ケーブル内に収容され得る。例えば、同軸給電ケーブル内の誘電材料は、流体チャネルが延びる管腔を含み得る。別の例では、内側導体は中空導体であり得、例えば、内側導体は導電性材料の管によって形成され得る。この場合、流体チャネルは、中空の内側導体の中に設けることができる。同軸給電ケーブル内に流体チャネルを収容することは、電気外科器具の外径を減少させるのに役立ち得る。

器具先端部は同軸給電ケーブルの遠位端に配置され、同軸給電ケーブルに沿って伝送されたＥＭエネルギーを標的組織に供給するのに役立つ。器具先端部はまた、流体チャネルから治療部位に流体を供給するのに役立つ。流体チャネルは、同軸給電チャネルの遠位端の近くで、例えば、器具先端部の前で終了し得る。あるいは、流体チャネルの一部が器具先端部まで延びることができる。器具先端部は、同軸給電ケーブル及び流体チャネルに恒久的または取り外し可能に取り付けることができる。

エネルギー供給構造は、同軸給電ケーブルによって伝送されるマイクロ波及び／またはＲＦエネルギーを供給するように構成されている。放射構造は、マイクロ波エネルギーを受け取るために同軸給電ケーブルに電気的に接続されている。放射構造は、器具に所望の放射プロファイル及び／または治療のタイプ（例えば、組織の焼灼、切断または凝固）を生成させるために、所定のエネルギーのマイクロ波エネルギー用に構成され得る。例えば、放射構造は、単極マイクロ波アンテナとして構成され得る。例えば、放射構造は、内側導体に接続され、その長さに沿ってマイクロ波エネルギーを放射するように配置された細長い導体を含み得る。あるいは、放射構造は、双極マイクロ波アンテナとして構成され得る。例えば、放射構造は、それぞれ内側導体及び外側導体に接続され、マイクロ波エネルギーを放射するように配置された一対の電極を含み得る。

エネルギー供給構造がＲＦエネルギーを供給するように設計されている場合、エネルギー供給構造は、それぞれ内側導体及び外側導体に接続された一対のＲＦ電極を含み得る。一対のＲＦ電極は、電極間の領域に位置する組織がＲＦエネルギーによって焼灼または凝固されるように、アクティブ電極及びリターン電極として機能することができる。

電気外科器具がＡＰＣを行うために使用される場合、エネルギー供給構造は、マイクロ波及び／またはＲＦエネルギーを使用してアルゴンガスからプラズマをスパーク及び維持するために、中空針の近くに配置された一対の電極を含み得る。

場合によっては、エネルギー供給構造は、マイクロ波エネルギーとＲＦエネルギーの両方を同時にまたは順次供給するように設計されていてもよい。例えば、エネルギー供給構造が一対の電極を含む場合、一対の電極は、ＲＦ周波数でアクティブ電極及びリターン電極として機能し得、それらは、マイクロ波周波数で双極アンテナとして機能し得る。

中空針は、流体チャネルから治療部位に流体を供給するのに役立つ。治療部位は、器具先端部の近く（例えば、その前）に位置する標的生物学的組織の領域を含み得る。中空針は、ある長さの管で形成することができる。中空針は、導電性材料（例えば、金属）で作ることができる。中空針は、流体チャネルと流体連通している近位端を有し得、その結果、流体チャネルからの流体は、中空針に運ばれ得る。例えば、中空針の近位端は、流体チャネルの遠位部分の内側に配置され得る。流体チャネルと中空針との間の接合部で流体が漏れるのを防ぐために、中空針と流体チャネルとの間にシールを形成することができる。中空針は、流体が治療部位に分配され得る開口部を有する遠位端を有し得る。流体はまた、治療部位から流体を排出するために、その遠位端の開口部を通して針に吸引され得る。中空針の遠位端は、組織への中空針の挿入を容易にするために、鋭利である（例えば、尖っている）場合がある。例えば、中空針は皮下注射針であり得る。

中空針は、同軸給電ケーブルの外側導体に電気的に接続されている。これは、中空針を外側導体にグラウンドするのに役立つ。通常、同軸給電ケーブルの外側導体は電気的なグラウンド（例えば、０Ｖ）に対して接続することができ、そのため、外側導体と中空針の両方をグラウンドすることができる。中空針は、任意の適切な手段を使用して外側導体に電気的に接続することができる。例えば、導線または他の導体を、外側導体と中空針との間に接続することができる。

中空針は外側導体に電気的に接続されているため、中空針は同軸給電ケーブルに対してフローティング電圧にならない。中空針と外側導体との間の電気的接続はまた、外側導体と中空針との間のいずれかのフローティング静電容量を減少させる可能性がある。結果として、エネルギー供給構造によるＥＭエネルギーの供給に対する、中空針によって引き起こされる干渉効果が、低減され得る。本発明者らは、中空針によって引き起こされる干渉効果がマイクロ波周波数でより顕著である可能性があることを見出したので、これはマイクロ波エネルギーの供給に特に有益である可能性がある。中空針の干渉効果を低減することは、標的組織へのＥＭエネルギーの供給の効率を改善するのに役立つだけでなく、（例えば、干渉によって引き起こされる歪みを低減することによって）器具先端部の放射プロファイルを改善するのに役立ち得る。また、中空針を外側導体にグラウンドすると、中空針とエネルギー供給構造との間に大規模な電圧が発生するのを防ぐことができるため、電気外科器具の安全性が向上する可能性がある。

いくつかの実施形態では、器具先端部は、中空針を外側導体に電気的に接続するように配置されたグラウンド要素を含み得る。したがって、外側導体と中空針の間の電気的接続は、器具先端部自体に位置するようにし得る。グラウンド要素は、中空針を外側導体の遠位部分に電気的に接続することができる。場合によっては、外側導体の遠位部分が器具先端部まで伸長していることがある。グラウンド要素は、中空導体を外側導体に電気的に接続する一片の導電性材料を含み得る。グラウンド要素は、例えば機械的接続、導電性接着剤（例えばエポキシ）、またははんだまたは溶接接合を介して、任意の適切な手段を使用して中空針及び外側導体に接続することができる。グラウンド要素を器具先端部に直接設けることにより、中空針と外側導体との間の電気経路の長さを短くすることができる。これは、中空針と外側導体との間の良好な電気的接続を確実にし、電気的接続の形成を容易にし得る。

いくつかの実施形態では、グラウンド要素は、中空針及び外側導体をそれぞれ保持するように配置された第１の接続面及び第２の接続面を有する本体を含み得る。第１の接続面及び第２の接続面は、例えば、共通の導電体の異なる表面領域として、互いに電気的に接続することができる。中空針は、第１の接続面に電気的に接続することができる。外側導体は、第２の接続面に電気的に接続することができる。中空針と外側導体は両方ともグラウンド要素の本体の表面に接続されているので、グラウンド要素は、外側導体（したがって同軸給電ケーブル）に対する中空針の位置を固定するのに機能し得る。したがって、グラウンド要素は、中空針を外側導体に電気的に接続すること、及び中空針と外側導体を互いに対して所定の位置に保持すること、という二重の機能を果たし得る。これは、器具先端部の完全性を向上させる機能を果たし得る。グラウンド要素の本体は、導電性材料（例えば、金属）で作られた単一の構成要素であり得る。この場合、中空針及び外側導体は、グラウンド要素の本体を介して電気的に接続される。あるいは、本体は絶縁材料で出来ていてもよく、第１及び第２の接続面は、本体の表面に設けられた導電層によって形成されてもよい。次に、第１の接続面と第２の接続面との間の電気経路を、本体の上または中に設けることができる。

中空針は、任意の適切な手段を使用して、第１の接続面に電気的に接続することができる。一例では、中空針を第１の接続面に対して保持して、それらの間に電気的接触を形成することができる。あるいは、中空針は、例えば導電性接着剤を使用して、またははんだ付けまたは溶接の接続を介して、第１の接続面に取り付けることができる。外側導体は、類似した様式で、第２の接続面に電気的に接続することができる。

第１の接続面の形状は、中空針の形状を補完することができる。これにより、第１の接続面と中空針の間の電気的接続が改善され得る。これはまた、中空針の望ましくない動きを防ぐために、中空針を所定の位置に保持するのに役立ち得る。例えば、中空針が円形の断面を有する場合、第１の接続面は、中空針の断面の半径と一致する曲率半径を有する丸い面であり得る。同様に、第２の接続面の形状は、外側導体の形状を補完することができる。

いくつかの実施形態では、グラウンド要素の本体は、それを通って延びる第１のチャネルを有し得、第１の接続面は、第１のチャネルに形成される。グラウンド要素は、略円筒形または円錐形を有することができ、例えば、第１のチャネルは、中空針の一部を受け入れることができる、中央に配置された開口がある。第１のチャネルは、本体を通って長手方向に、すなわち、内側導体の長手方向軸に平行な方向に延びることができる。第１のチャネルは、開いているチャネルであってもよく、例えばそれは、中空針の一部が受け入れられる溝を構成し得る。あるいは、第１のチャネルは、閉じたチャネルであってもよく、例えばそれは、中空針の一部が含まれる管腔を画定し得る。第１のチャネルは、グラウンド要素の所定の位置に中空針を保持するのに役立ち得る。これにより、中空針と第１の接続面との間の電気的接続が維持されることが保証され得る。第１のチャネルはまた、中空針の横方向の動き、例えば、長手方向に垂直な方向への動きを制限するのに役立ち得る。第１の接続面は、第１のチャネルの表面に設けることができる、例えば、第１の接続面は、チャネルの壁にあり得る。グラウンド要素の本体が導電性材料で出来ている場合、第１のチャネルの壁が第１の接続面を備えてもよい。第１のチャネルの形状は、中空針の形状を補完することができる。

中空針が器具先端部に対して移動可能である場合、第１のチャネルは、中空針とグラウンド要素との間にスライド可能な電気的接続を設けるように機能し得る。したがって、中空針は、外側導体に対してスライド可能であり得、中空針と外側導体との間の電気的接続は、スライド境界面を通っていてもよい。第１のチャネルはまた、それが先端に対して動かされるとき、中空針を誘導するように作用し得る。

いくつかの実施形態では、第１のチャネルは、第１のチャネルの近位端に位置するフレア部分を含み得、フレア部分は、第１のチャネルの近位端に向かって増加する断面積を有する。フレア部分は、中空針を第１のチャネルに誘導または「通り抜けさせる」のに役立ち得る。

いくつかの実施形態では、グラウンド要素の本体は、それを通って延びる第２のチャネルを含み得、第２の接続面は、第２のチャネルに形成されて、外側導体の遠位部分は、第２のチャネルで受け入れられることが可能である。第２のチャネルは、本体を通って長手方向に延びることができる。第２のチャネルは、第１のチャネルと平行であり得る。第２のチャネルは、開いたチャネルであってもよく、例えばそれは、外側導体の遠位部分が受け入れられる溝を構成し得る。あるいは、第２のチャネルは、閉じたチャネルであってもよく、例えばそれは、外側導体の遠位部分が含まれる管腔を画定し得る。第２のチャネルは、グラウンド要素の所定の位置に外側導体を保持するのに役立ち得る。このことは、外側導体と第２の接続面の間の電気的接続が維持されることを確実にし得る。第２の接続面は、第２のチャネルの表面に設けることができ、例えば、第１の接続面は、チャネルの壁にあり得る。グラウンド要素の本体が導電性材料で出来ている場合、第２のチャネルの壁が第２の接続面を備えてもよい。第２のチャネルの形状は、中空針の形状を補完することができる。外側導体の遠位部分は、同軸給電ケーブルの遠位端またはその近くに位置する外側導体の一部であり得る。外側導体の遠位部分は器具先端部まで伸長し得る。

グラウンド要素の本体は、同軸給電ケーブルの遠位部分に取り付けられた近位部分を含み得る。グラウンド要素の本体の近位部分は、グラウンド要素を同軸給電ケーブルに固定するのに役立ち得る。これは、同軸給電ケーブルと器具先端部の間の境界面を強化するのに役立ち得る。この構成はまた、同軸給電ケーブルに対して中空針を所定の位置に保持するのに役立ち得る。同軸給電ケーブルの遠位部分は、任意の適切な手段を介して本体の近位部分に保持することができる。例えば、本体の近位部分は、同軸給電ケーブルの遠位部分が受け入れられて保持されるチャネルを含み得る。グラウンド要素の本体は、遠位部分をさらに含み得、第１及び第２の接続面は、遠位部分に配置される。グラウンド要素の本体は、同軸給電ケーブルと器具先端部との間の境界面にまたがることができ、本体の近位部分は同軸給電ケーブルの遠位端に配置され、本体の遠位部分は器具先端部に配置される。したがって、グラウンド要素は、電気外科器具の統合性を改善するだけでなく、中空針によって引き起こされる干渉を低減するのに役立ち得る。

いくつかの実施形態では、電気外科器具は、中空針を第１の接続面と接触するように誘導するためにグラウンド要素の近位端に配置された第１の絶縁スリーブをさらに含み得る。第１の絶縁スリーブは、可撓性の絶縁材料（例えば、ポリイミドチューブ）で作ることができる。第１の絶縁スリーブは、中空針をその周囲から保護及び絶縁するのに役立ち得る。第１の絶縁スリーブは、中空針が延びる通路を画定でき、これは、中空針を第１の接続面と接触するように誘導する。第１の絶縁スリーブは、グラウンド要素の近位端から長手方向に、器具の近位端に向かって延びることができる。このようにすると、第１の絶縁スリーブは、中空針を長手方向に沿って整列させるのに役立ち得る。第１の絶縁スリーブは、中空針が長手方向に移動するように誘導するように作用し得るので、中空針が可動である場合に特に有益であり得る。

いくつかの実施形態では、電気外科器具は、中空針を放射構造から絶縁するために、グラウンド要素の遠位端に配置された第２の絶縁スリーブをさらに含み得る。第２の絶縁スリーブは、可撓性の絶縁材料（例えば、ポリイミドチューブ）で作ることができる。第２の絶縁スリーブは、中空針を放射構造及び器具先端部の他の構成要素から絶縁するのに機能し得る。第２の絶縁スリーブは、中空針が延びる通路を画定し得る。第２の絶縁スリーブは、中空針をグラウンド要素の遠位端から器具先端部の遠位端に向かって誘導することができる。例えば、第２の絶縁スリーブは、グラウンド要素の遠位端から器具先端部の遠位端まで延びることができる。

場合によっては、第１及び第２の絶縁スリーブは、連続した絶縁スリーブを形成することができ、連続した絶縁スリーブは、中空針が第１の接続面に電気的に接続される開口を有する。

電気外科器具が第１の絶縁スリーブと第２の絶縁スリーブの両方を含む場合、第１の絶縁スリーブは、第２の絶縁スリーブよりも大きな断面を有し得る。これは、中空針をグラウンド要素と電気的に接触させるために、中空針を第１の絶縁スリーブに挿入することを容易にし得る。このようにすると、より大きな第１の絶縁スリーブは、中空針をグラウンド要素及び第１の接続面に向かって「通り抜ける」ように作用することができる。また、より大きな直径の第１の絶縁スリーブを使用すると、中空針が器具先端部に対して移動するときの抗力が減少する可能性がある。これにより、器具先端部に対して中空針を動かすことが容易になり得る。

第２の絶縁スリーブの断面は、中空針の断面とほぼ一致し得る。このようにすると、第２の絶縁スリーブは、器具先端部内の中空針の正しい位置決めを確実にし得る。

いくつかの実施形態では、中空針は、中空針の遠位端が器具先端部の遠位端から後退する格納位置と、中空針の遠位端が器具先端部の遠位端を超えて突き出す露出位置との間で、器具先端部に対して移動可能であり得る。このようにすると、中空針が使用されていないとき、それは、組織を誤って損傷することを防ぐために、格納位置に置かれ得る。治療部位に流体を供給することが望まれる場合、例えば、治療部位に薬物を投与するために、針を露出位置に移動させることができる。中空針は、器具先端部に対して長手方向に移動可能であり得る。中空針が格納位置にあるとき、中空針の遠位端は、器具先端部の内側に位置し得る。器具先端部は、中空針が格納位置にあるとき、中空針の遠位端がチャネルの内側に位置するように、中空針がそれに沿って移動可能であるチャネルを含み得る。

中空針は、任意の適切な機構を介して器具先端部に対して移動可能であり得る。いくつかの実施形態では、中空針は、中空針に取り付けられた制御ワイヤを作動させる（例えば、押すまたは引く）ことによって移動可能であり得る。制御ワイヤは、制御ワイヤが流体チャネル内の中空針に取り付けられるように、流体チャネルの中に配置することができる。あるいは、制御ワイヤは、流体チャネルに沿って延びることができる。

中空針と外側導体との間の電気的接続は、器具先端部に対して中空針が動くことを可能にするように構成され得る。このようにすると、中空針は、それが格納位置にあるか露出位置にあるかに関係なく、外側導体に電気的に接続されたままであり得る。例えば、中空針と外側導体との間の電気的接続は、スライド可能な電気的接続であり得る。グラウンド要素が第１の接続面を有する本体を含む場合、中空針は、第１の接続面に対してスライド可能であり得る。場合によっては、中空針を器具、先端部から完全に引き抜くことが可能であり得、そのため、もはや外側導体に電気的に接続されなくなる。

グラウンド要素が第１のチャネルを含む場合、第１のチャネルは、中空針が第１の接続面と接触したままであることを確実にしながら、中空針がチャネルに沿って長手方向にスライドできるように寸法決めされ得る。

中空針と流体チャネルとの間の接続は、流体チャネルに対する中空針の移動を可能にするように構成され得る。このようにすると、中空針が器具先端部に対して動かされるとき、中空針は、流体チャネルと流体連通を維持し続けることができる。例えば、中空針の近位端が流体チャネルの内側に位置する場合、中空針の近位端は、流体チャネルの長さに沿って移動可能であり得る。中空針と流体チャネルとの間にスライド式シールを形成して、中空針と流体チャネルとの間の接合部で流体が漏れるのを防ぎながら、流体チャネルに対する中空針の移動を可能にすることができる。

いくつかの実施形態では、器具先端部は、その遠位端に開口部を含むことができ、そのため、中空針が格納位置にあるときは、中空針の遠位端が器具先端部に位置することができ、開口部から突き出さず、また、中空針が露出位置にあるときは、中空針の遠位端が開口部から突き出ることができる。このようにすると、中空針は、それが格納位置にあるとき、器具先端部の内側で保護され得る。

いくつかの実施形態では、中空針は、露出位置にあるとき、中空針の遠位端から、整数個分のマイクロ波エネルギー半波長に対応する中空針の位置で、外側導体に電気的に接続され得る。例えば、グラウンド要素は、中空針の遠位端から半波長離れて配置され得る。これにより、マイクロ波周波数で、針の遠位端が、外側導体にグラウンドされている針の部分と同じ電圧になることが確実になり得る。これにより、中空針により引き起こされる干渉を減らすことができる。針が器具先端部に対して移動可能である場合、格納位置及び露出位置は、各々の位置において、中空針の遠位端が、それがグラウンドされた位置から整数波長離れるように設定され得る。これにより、中空針が格納位置及び露出位置にあるときに引き起こされる干渉を最小限に抑えることができる。

いくつかの実施形態では、器具先端部は、誘電体をさらに含み得、エネルギー供給構造（すなわち、放射構造）は、誘電体の中及び／または上に形成され得る。誘電体は、任意の適切な誘電（絶縁）材料で作られていてもよい。誘電体の材料は、ＥＭエネルギーを標的組織に供給する効率を改善するために、標的組織とのインピーダンス整合を改善するように選択することができる。いくつかの例では、誘電体は、放射プロファイルを所望の方法で成形するように選択されて配置される、複数の異なる誘電材料を含むことができる。誘電体は、放射構造の支持体として機能することができ、例えば、放射構造の一部は、誘電体の上または中に形成することができる。

誘電体は、同軸ケーブルと整列した長手方向軸を有する円筒形であり得、誘電体は、その中に形成された長手方向に延びるチャネルを含み、中空針の一部は、長手方向に延びるチャネルに受け入れられる。誘電体のチャネルは、器具先端部の中空針の位置を維持するのに役立ち得る。このようにすると、誘電体のチャネルは、中空針の横方向の動きを制限または防止することができる。これは、中空針の正確な位置決めを可能にし、標的組織への中空針の挿入を容易にし得る。誘電体のチャネルは、開いている場合があり、例えば誘電体の表面の溝によって形成されてよく、または閉じられている場合があり、例えば誘電体の一部を通るトンネル（通路）によって形成されてよい。チャネルが開いている場合、誘電体の２つの隆起の間に形成される場合がある。器具が第２の絶縁スリーブを含む場合、第２の絶縁スリーブは、誘電体のチャネルの中に延在して、中空針を放射構造から隔てることができる。

器具先端部の遠位端の開口部は、誘電体のチャネルの遠位端に形成することができる。
いくつかの実施形態では、放射構造は、内側導体に電気的に接続された第１の電極、及び外側導体に電気的に接続された第２の電極を含み得、第１の電極及び第２の電極は、誘電体の表面に露出される。第１及び第２の電極は、双極ＲＦ電極として機能することができ、例えば、ＲＦエネルギーが器具先端部に伝達されるとき、それらはそれぞれアクティブ電極及びリターン電極として機能することができる。このようにすると、第１及び第２の電極の周りの領域に位置する生体組織は、ＲＦエネルギーで焼灼及び／または凝固され得る。第１及び第２の電極は、所望の治療プロファイルを得るために、誘電体の表面に配置され得る。第１の電極は、誘電体の一部を通って延びる中間導体を介して内側導体に電気的に接続することができる。

第１及び第２の電極は、ＲＦ及び／またはマイクロ波周波数で組織の治療を可能にするように構成され得る。例えば、ＲＦエネルギーが器具先端部に伝達されるとき、第１及び第２の電極は、双極ＲＦ電極として機能し得る。マイクロ波エネルギーが器具先端部に伝達されるとき、第１及び第２の電極は、双極マイクロ波アンテナとして機能し得る。有利なことに、これにより、使用者は、外科的処置の間に電気外科器具を変更する必要なしに、治療法（例えば、ＲＦ凝固及びマイクロ波焼灼）を迅速に切り替えることが可能であり得る。

いくつかの実施形態では、第２の電極は、グラウンド要素を介して外側導体に電気的に接続され得る。このようにすると、中空針と第２の電極の両方を、グラウンド要素を介して外側導体に電気的に接続することができる。その結果、外側導体との１つの電気的接続、つまり外側導体とグラウンド要素の間の電気的接続だけを行うことが必要になり得る。これは、第２の電極を外側導体に電気的に接続することを容易にし得る。

いくつかの実施形態では、誘電体は、第１の電極が配置される第１の溝と、第２の電極が配置される第２の溝とを含み得る。誘電体の誘電材料の厚さは、第１の溝と第２の溝との間に配置することができ、その結果、第１及び第２の電極は、誘電体の厚さによって分離される。第１の電極の厚さは、第１の溝の深さに対応し得、その結果、第１の電極は、誘電体の外面と同一平面上にある。同様に、第２の電極の厚さは、第２の溝の深さに対応し得、その結果、第２の電極は、誘電体の外面と同一平面上にある。これにより、器具先端部に滑らかな外面を設けることができる。これにより、組織に引っかかる可能性のある器具先端部のいずれかの鋭いエッジを回避できる。溝は、誘電体の外面の湾入またはくぼみであり得る。場合によっては、誘電体の２つ以上の部分の間に溝が形成されてもよい。

いくつかの実施形態では、第１の電極は、誘電体の周りに円周方向に配置された長手方向に延びる導電性フィンガーの第１のセットを含み得る。第１の電極の導電性フィンガーは、長手方向に沿って配向された細長い導電性要素であり得る。導電性フィンガーの第１のセットすべては、電気的に一緒に接続されて、第１の電極を形成することができる。導電性フィンガーの第１のセットは、実質的に平行であり、誘電体の円周の周りに配置され得る。例えば、導電性フィンガーのそれぞれは、誘電体の円周の周りの異なる位置にあり得る。例えば、誘電体が円筒形である場合、導電性フィンガーは、円筒体の軸に平行であり、円筒体の側面の異なる位置に配置され得る。誘電体の円周の周囲に複数の導電性フィンガーを配置することにより、生体組織を器具先端部の周りの複数の方向に治療することが可能になり得る。導電性フィンガーの第１のセットは、誘電体の円周の周りに等間隔に配置することができる。これは、器具先端部の放射プロファイルの軸対称性を改善し、器具先端部の周りに配置された組織の実質的に均一な治療を可能にし得る。第１の電極の導電性フィンガーは、誘電体の溝の第１のセットに配置され得る。

いくつかの実施形態では、第２の電極は、誘電体の周囲に円周方向に配置された、長手方向に延びる導電性フィンガーの第２のセットを含み得、導電性フィンガーの第１のセット及び第２のセットは、誘電体の円周の周囲に交互に配置され得る。第２の電極の導電性フィンガーは、長手方向に沿って配向された細長い導電性要素であり得る。導電性フィンガーの第２のセットのすべては、電気的に一緒に接続されて、第１の電極を形成することができる。導電性フィンガーの第２のセットは、実質的に平行であり、誘電体の円周の周りに配置され得る。例えば、導電性フィンガーのそれぞれは、誘電体の円周の周りの異なる位置にあり得る。第２の電極の導電性フィンガーは、誘電体の溝の第２のセットに配置され得る。溝の第１のセット及び溝の第２のセットは、誘電体の部分によって分離され得、その結果、第１の電極及び第２の電極の導電性フィンガーは、誘電体によって互いに電気的に絶縁される。

導電性フィンガーの第１及び第２のセットは、誘電体の周囲に交互に配置することができ、例えば、導電性フィンガーは、円周の周囲に第１のセットと第２のセットとの間で交互に配置するように整えることができる。このようにすると、第１のセットの各導電性フィンガーは、第２のセットの２つの導電性フィンガーの間に配置され得る（及びその逆）。したがって、第１及び第２の電極は、互いにかみ合った電極であり得る。この構成は、器具先端部の周りに実質的に均一な放射プロファイルを設けるのに役立ち得る。これは、例えば、組織が器具先端部の周りの体積部で均一に焼灼または凝固されることを可能にし得る。

いくつかの実施形態では、器具先端部は、外側導体に電気的に接続された環状導体をさらに含み得、環状導体は、電気外科器具の外面の一部を形成し、同軸給電ケーブルと放射構造との間の電気的接続を保護する。環状導体は、導電性材料の中空円筒片であり得る。環状導体は、同軸給電ケーブルと放射構造との間の接合部の周りで、器具先端部の近位端の近くに配置することができる。同軸給電ケーブルと放射構造との間の電気的接続は、内側導体と放射構造の導電性要素（例えば、細長い導体）との間の電気的接続を含み得る。そのような電気的接続は、内側導体と放射構造との間のある長さの保護されていないワイヤを含み得る。このようなある長さの保護されていないワイヤは、電気的干渉を受けやすい可能性がある。環状導体は外側導体に電気的に接続されているため、環状導体の内部に位置するいずれかの配線または電気的接続を電気的干渉から保護するのに役立つ場合がある。したがって、環状導体は、同軸給電ケーブルと放射構造との間の接合部での干渉を低減して、器具先端部の性能を上げることができる。環状導体はまた、接続部の周囲にバリアを設けることにより、同軸給電ケーブルと放射構造との間の接続を物理的に保護するのに役立ち得る。環状導体は、グラウンド要素を介して外側導体に電気的に接続することができる。

場合によっては、環状導体がＲＦエネルギーのリターン電極を構成することがある。器具先端部が誘電体の表面に第１及び第２の電極を含む場合、環状導体は第２の電極の延長を構成し得る。これは、第２の電極の有効領域を増加させるのに役立ち得る。場合によっては、環状導体は、第２の電極の近位部分であり得る。

いくつかの実施形態では、器具先端部の遠位端は、標的領域の圧力適用スポットに適した滑らかな輪郭の様式で形作られ得る。例えば、器具先端部の遠位端は、丸みを帯びている、及び／または滑らかに先細になっている場合がある。これにより、器具先端部を標的領域に押し付けて出血（止血など）を防ぐことができる。次に、ＥＭエネルギーは、組織を凝固させ、出血を停止または制御するために、器具先端部から供給され得る。

上で考察されている電気外科器具は、電気外科システム全体の部分を形成することができる。例えば、このシステムは、マイクロ波エネルギー及び無線周波数エネルギーを供給するように配置される電気外科用発電機と、この電気外科用発電機からマイクロ波エネルギー及び無線周波数エネルギーを受信するように接続される本発明の電気外科器具とを含むことができる。電気外科装置は、患者の体内へ挿入するための可撓性挿入コードを有する手術用スコーピングデバイス（例えば、内視鏡）をさらに備えることができ、それにおいては可撓性挿入コードはその長さに沿って延びる器具チャネルを有し、それにおいて電気外科器具は器具チャネルの中に適合する寸法に形成される。

本明細書では、「マイクロ波」は、４００ＭＨｚ～１００ＧＨｚの周波数範囲を示すために大まかに使用されることができるが、１ＧＨｚ～６０ＧＨｚの範囲が好ましい。マイクロ波ＥＭエネルギーについての好ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ及び２４ＧＨｚを含む。５．８ＧＨｚが好ましい場合がある。対照的に、本明細書は、「無線周波数」または「ＲＦ」を使用して、少なくとも３桁低い、例えば３００ＭＨｚまでの周波数範囲を示す。好ましくは、ＲＦエネルギーは、神経刺激を防止するのに十分に高い周波数（例えば１０ｋＨｚ超）、及び組織の脱色または熱拡散を防止するのに十分に低い周波数（例えば１０ＭＨｚ未満）を有する。ＲＦエネルギーについての好ましい周波数範囲は、１００ｋＨｚ～１ＭＨｚであり得る。

本明細書では、「近位」及び「遠位」という用語は、それぞれ、治療部位からさらに遠い電気外科器具の端部、及び治療部位により近い電気外科器具の端部を指す。したがって、使用中、電気外科器具の近位端は、ＲＦ及び／またはマイクロ波エネルギーを供給するための発電機に近く、一方、遠位端は、治療部位、すなわち患者の標的組織に近い。

本明細書では、「導電性」という用語は、文脈による別段の指示がない限り、電気伝導性を意味するために使用される。

以下で使用される「長手方向」という用語は、同軸伝送ラインの軸に平行な、電気外科器具の長さに沿った方向を指す。「内側」という用語は、器具の中心（例えば軸）に、半径方向でより近いことを意味する。「外側」という用語は、器具の中心（軸）から、半径方向で、より遠いことを意味する。

「電気外科」という用語は、手術中に使用され、マイクロ波及び／または無線周波数電磁（ＥＭ）エネルギーを利用する器具、装置、またはツールに関連して使用される。

次に、本発明の実施形態は、例として以下の添付の図面を参照して説明される。

本発明の実施形態である、電気外科システムの概略図である。 本発明の実施形態である電気外科器具の斜視図であり、器具の中空針が格納位置にある。 中空針が露出位置にある、図２の電気外科器具の斜視図である。 図２の電気外科器具の概略的な断面図である。 器具の内部構造を明らかにするために、器具の可撓性器具スリーブが省かれている、図２の電気外科器具の斜視図である。 図６～８は、異なる位置にある中空針を示す図２の電気外科器具の概略的な断面図である。 図６～８は、異なる位置にある中空針を示す図２の電気外科器具の概略的な断面図である。 図６～８は、異なる位置にある中空針を示す図２の電気外科器具の概略的な断面図である。 図９ａ及び９ｂは、本発明の実施形態である電気外科器具で使用できるグラウンド要素の斜視図である。 図１０ａは、本発明の実施形態である電気外科器具で使用することができる誘電体の正面図を示す。図１０ｂは、図１０ａの誘電体の斜視図を示している。

図１は、低侵襲性の電気外科器具の遠位端にマイクロ波エネルギー及び無線周波数エネルギーを供給することができる、完成している電気外科システム１００の概略図である。このシステム１００は、マイクロ波及び無線周波数のエネルギーを制御可能に供給するための発電機１０２を含む。この目的のために適切な発電機は、参照により本明細書に援用されるＷＯ２０１２／０７６８４４に記載されている。発電機は、供給するのに適切な電力レベルを決定するために、器具から受信された反射信号を監視するように構成され得る。例えば、発電機は、最適な供給電力レベルを判定するために、器具の遠位端でわかるインピーダンスを計算するように構成され得る。発電機１０２は、境界面ケーブル１０４によって境界面ジョイント１０６に接続されている。

システム１００はまた、電気外科器具と共に使用するための流体を含む流体供給ユニット１０８を含む。流体は、液体（例えば、液体薬剤）または気体（例えば、アルゴンガス）であり得る。流体供給ユニット１０８は、流体導管１０９を介して境界面ジョイント１０６に流体接続されている。流体供給ユニット１０８は、流体導管１０９を介して、そこに含まれる流体を分配することができる。例えば、流体供給ユニット１０８は、液体薬剤を分配するための注射器を含み得る。

境界面ジョイント１０６は、例えば、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）の動きを制御するために、トリガー１１０をスライドさせることによって動作可能な、器具制御機構を収容する。複数の制御ワイヤがある場合、完全な制御をもたらすために、境界面ジョイントに複数のスライド式トリガーが存在し得る。境界面ジョイント１０６の機能は、発電機１０２、流体供給ユニット１０８、及び器具制御機構からのインプットを、境界面ジョイント１０６の遠位端から延びる単一の可撓性シャフト１１２に結合することである。他の実施形態では、他のタイプのインプットもまた、境界面ジョイント１０６に接続され得る。

可撓性シャフト１１２は、内視鏡１１４の器具（作動）チャネルの全長を通るように挿入可能である。

可撓性シャフト１１２は、内視鏡１１４の器具チャネルを通過し、内視鏡の器具チャネルの遠位端で（例えば、患者の体内に）に突き出るように形成される遠位組立体１１８（図１では一定の比率で描かれていない）を有する。遠位端組立体１１８は、マイクロ波エネルギー及び無線周波数エネルギーを生体組織に供給するための器具先端部を含む。先端部はまた、流体供給ユニット１０８から流体を供給するように構成される。先端部の構成は、以下でより詳細に考察される。

遠位組立体１１８の構造は、作動チャネルを通過するのに適している最大外径を有するように配置することができる。通常、内視鏡などの外科的スコーピングデバイス内の作動チャネルの直径は、４．０ｍｍ未満であり、例えば、２．８ｍｍ、３．２ｍｍ、３．７ｍｍ、３．８ｍｍのいずれか１つである。可撓性シャフト１１２の長さは、０．３ｍ以上、例えば、２ｍ以上であることができる。他の例では、遠位組立体１１８は、シャフトが作動チャネルを通して挿入された後（及び器具コードが患者に導入される前に）、可撓性シャフト１１２の遠位端に取り付けられ得る。あるいは、可撓性シャフト１１２は、その近位接続を行う前に、遠位端から作動チャネルに挿入することができる。これらの構成では、遠位端組立体１１８は、外科的スコーピングデバイス１１４の作動チャネルよりも大きい寸法を有することが許容され得る。

上記のシステムは、器具を患者の体内に入れる１つの方法である。他の技法も可能である。例えば、この器具は、カテーテルを使用して挿入することもできる。

図２は、本発明の実施形態である電気外科器具２００の遠位端の斜視図を示す。電気外科器具２００の遠位端は、例えば、上で考察されている遠位組立体１１８に対応することができる。図３は、電気外科器具２００の別の斜視図を示す。図４は、電気外科器具２００の側面の断面図を示す。図５は、器具の内部構造を明らかにするために、器具の可撓性器具スリーブが省かれた電気外科器具２００の斜視図を示している。

電気外科器具２００は、マイクロ波エネルギー及びＲＦエネルギーを伝送するために、その近位端で発電機（発電機１０２など）に接続可能である同軸給電ケーブル２０２を含む。同軸給電ケーブル２０２は、誘電材料２０８によって分離される内側導体２０４及び外側導体２０６を含む。同軸給電ケーブル２０２は、マイクロ波エネルギーに対して好ましくは低損失である。チョーク（図示せず）を同軸給電ケーブル２０４に設けて、遠位端から反射されるマイクロ波エネルギーの逆伝播を抑制することで、デバイスに沿った後方の加熱を制限することができる。同軸給電ケーブル２０２を絶縁及び保護するために、絶縁コーティング２０９が外側導体２０６の外面に設けられる。

電気外科器具２００は、同軸給電ケーブル２０２に沿って延びる流体チャネル２１０をさらに含む。流体チャネル２１０は、器具の近位端から器具の遠位端に流体を伝送するのに役立ち得る。例えば、流体チャネル２１０の近位端は、流体供給ユニット１０８に接続可能であり得る。同軸給電ケーブル２０２及び流体チャネル２１０の両方は、可撓性器具スリーブ２１２内に収容されている。可撓性器具スリーブ２１２は、組織がそれに粘着するのを防ぐために、生体適合性の非粘着性材料（例えば、ＰＴＦＥ）で作られている、または覆われることが可能である。

電気外科器具２００は、同軸給電ケーブル２０２の遠位端に配置された器具先端部２１４を含む。器具先端部２１４は、絶縁材料（例えば、ＰＥＥＫ）で作られた、誘電体２１６を含む。誘電体２１６は、その外面に形成された放射構造と、内側電極２１８と外側電極２２０とを含む放射構造とを有する。内側電極２１８は、電気的接続２２２を介して同軸給電ケーブル２０２の内側導体２０４に電気的に接続されている（図４を参照）。内側導体２０４の構造は、図１０ａ及び１０ｂを参照して以下でより詳細に説明され、それらの図は誘電体２１６を分離して示している。電気的接続２２２は、例えば、はんだ付けまたは溶接された電気的接続であり得るか、またはそれは、導電性接着剤（例えば、導電性エポキシ）を使用して形成され得る。内側導体２０４と内側電極２１８との間の電気的接続２２２は入っている状態にしてもよい、例えば、保護のために固体またはゼラチン状の化合物に包まれてもよい。

器具先端部２１４は、器具先端部２１４の近位端の近くに配置されたグラウンド要素２２４をさらに含む。グラウンド要素２２４は、導電性材料（例えば、金属）で出来ており、単一の構成要素として形成することができる。グラウンド要素２２４の構造は、図９ａ及び図９ｂにさらに詳細に示され、グラウンド要素２２４の斜視での見え方を示している。長手方向に延びる第１のチャネル２２６及び第２のチャネル２２８は、グラウンド要素２２４に形成される。第１のチャネル２２６は、閉じたチャネルであり、以下に説明するように、中空針を受け入れるように構成される。第２のチャネル２２８は、開いたチャネルであり、すなわち、グラウンド要素２２４の外面にある溝によって形成される。同軸給電ケーブル２０２の遠位部分は、グラウンド要素２２４の第２のチャネル２２８に保持される。第２のチャネル２２８の形状は、同軸給電ケーブル２０２の遠位部分の形状と相補的である。第２のチャネル２２９は、同軸給電ケーブル２０２を（例えば、締まりばめによって）保持するように形作し得る。場合によっては、例えば導電性エポキシを使用して、外側導体２０６をグラウンド要素２２４に固定することができる。

絶縁コーティング２０９は、グラウンド要素２２４の第２のチャネル２２８に保持されている同軸ケーブル２０２の遠位部分から剥ぎ取られる。このようにすると、同軸給電ケーブル２０２の遠位部分の外側導体２０６が露出され、グラウンド要素２２４の第２のチャネル２２８の表面と電気的に接触する。このようにすると、外側導体２０６は、グラウンド要素２２４に電気的に接続される。

第２の電極２２０は、器具先端部２１４の近位端に向かって延びる近位部分２３０を含む。近位部分２３０は、グラウンド要素２２４及び同軸給電ケーブル２０２の遠位部分の周りに配置された円筒形の中空導体によって形成されている。近位部分２３０は、グラウンド要素２２４の外面及び外側導体２０６の露出部分と電気的に接触している。このようにすると、第２の電極２２０は、外側導体２０６に電気的に接続される。第２の電極２２０の近位部分２３０は、グラウンド要素２２４と外側導体２０６との間の電気的接続が維持されることを確実にするために、グラウンド要素２２４に対して外側導体２０６を保持するように機能し得る。グラウンド要素２２４は、第２の電極２２０の近位部分２３０が隣接するリップ２３２を含む。これは、グラウンド要素と近位部分２３０の相対的な位置を維持するのに役立ち得る。外側電極２２０の近位部分２３０は、外側導体２０６及び／またはグラウンド要素にはんだ付けされ得るか、または他の手段（例えば、導電性エポキシ）を使用して固定され得る。

器具先端部は、外側電極２２０の近位部分２３０の周りに配置された外側環状導体２３１をさらに含む。環状導体２３１は、導電性材料の中空の円筒片である。環状導体２３１は、外側電極２２０の近位部分２３０に電気的に接続されている。環状導体２３１は、内側導体２０４と内側電極２１８との間の電気的接続２２２を保護するように構成されている。したがって、環状導体２３１は、電気的接続２２２を電気的な干渉から保護するだけでなく、電気的接続を物理的な損傷から保護することができる。

針用通路は、流体チャネル２１０と流体連通している中空針２３４を受け入れるために、器具先端部２１４に形成される。中空針２３４は、図６～８に関連して以下で説明するように、針用通路を通って器具先端部２１４に対して移動可能である。説明のために、中空針２３４は図４から省かれている。

針用通路は、器具先端部２１４内の複数の構成要素によって形成されている。その近位端において、針用通路は、グラウンド要素２２４の第１のチャネル２２６によって形成される。第１のチャネル２２６は、近位端にフレア部分２３６を含む。フレア部分２３６は外側にフレアし、すなわち、フレア部分２３６の断面積は、第１のチャネル２２６の近位端に向かって増加する。フレア部分２３６は、中空針２３４を第１のチャネル２２６に誘導する（例えば、偏向するまたは通り抜けさせる）のに役立ち得る。第１の絶縁スリーブ２３８は、第１のチャネル２２６から近位方向に、流体チャネル２１０に向かって延びる。第１の絶縁スリーブ２３８は、中空針２３４をグラウンド要素２２４に向けて、また第１のチャネル２２６に誘導するように機能し得る。第１のチャネル２２６は、接触部分２４０をさらに含む。第１のチャネル２２６の接触部分２３８は、中空針２３４の断面と実質的に一致する断面を有し、すなわち、接触部分２３８の形状は、中空針２３４の形状と相補的であり得る。このようにすると、中空針２３４が第１のチャネル２２６の接触部分２４０を通って延びるとき、中空針２３４は、第１のチャネル２２６の表面（例えば、第１のチャネル２２６の壁）に接触して、中空針２３４とグラウンド要素２２４との間での電気的接触を形成し得る。これは、中空針２３４を外側導体２０６に短絡させるのに役立ち得る。外側導体２０６は、通常、グラウンドされ得る（例えば、それが０Ｖであり得る）ので、中空針２３４は、それが第１のチャネル２２６にあるときにもグラウンドされ得る。

針用通路は、第１のチャネル２２６の遠位端から延びる第２の絶縁スリーブ２４２をさらに含む。第２の絶縁スリーブ２４２は、遠位先端部２１４を延びて、遠位先端部２１４の遠位端にある開口部２４４まで延びる。第２の絶縁スリーブ２４２は、誘電体２１６のチャネル２４６を通過する。第２の絶縁スリーブ２４２は、中空針２３４を内側電極２１８から電気的に絶縁するのに役立つ。

第２の絶縁スリーブ２４２の断面は、第１の絶縁スリーブ２３８の断面よりも小さい。第２の絶縁スリーブ２３８の断面は、第１のチャネル２２６の接触部分２３８の断面とほぼ同じサイズである。これは、中空針２３４が器具先端部２１４を通って移動するときに、中空針２３４の正確な位置決めを確実にするのに役立ち得る。第２の絶縁スリーブ２４２と比較して第１の絶縁スリーブ２３８に大きな断面を使用することにより、（例えば、中空針２３４と絶縁スリーブとの間の摩擦による）針用通路に沿った中空針２３４の動きに対する抵抗を減少させ得る。これにより、器具先端部２１４に対して中空針２３４を動かすことが容易になり得る。

中空針２３４は、流体チャネル２１０と流体連通している。中空針２３４は、流体チャネルの遠位端から器具先端部２１４に向かって延びる。中空針２３４の組織への挿入を容易にするために、中空針２３４の遠位先端部２４８が尖っている。中空針２３４は、組織に流体を注入するのに適した材料、例えばステンレス鋼の中空管であり得る。例えば、中空針２３４は、皮下注射針であり得る。中空針２３４の近位部分は、流体チャネル２１０の遠位部分で受け入れられ、その結果、流体チャネル２１０によって運ばれる流体は、中空針２３４に流れ込むことができる。流体が漏れるのを防ぐために、流体チャネル２１０と中空針２３４との間にシールを形成することができる。

図６～８は、中空針２３４が異なる位置にある電気外科器具２００の側面の断面図を示す。図６では、中空針は、第１の格納位置にあり、その遠位先端部２４８が第１の絶縁スリーブ２３８の内側に位置する。図７では、中空針２３４は、第２の格納位置にあり、その遠位先端部２４８は、第２の絶縁第２絶縁スリーブ２４２の内側に配置され、その結果、遠位先端部２１４の開口部２４４を通って突出しない。図８では、中空針２３４は露出位置にあり、その遠位先端部２４８は開口部２４４を通って突出し、中空針２３４の遠位部分は器具先端部２１４を超えて延びる。

中空針２３４は、任意の適切な手段を介して、図６～８に示される位置の間で移動可能であり得る。例えば、中空針２３４は、流体チャネル２１０を通って器具２００の近位端まで延びる制御ワイヤ（図示せず）を使用して移動可能であり得る。

中空針２３４が第１の格納位置にあるとき（図６）、中空針は、器具先端部２１４から完全に格納されている、すなわち、それは、器具先端部２１４に配置されていない。この構成では、中空針２３４は、外側導体２０６に電気的に接続されていない。中空針２３４が器具先端部２１４から完全に格納されているので、中空針２３４は、器具先端部で（すなわち、内側及び外側電極２１８、２２０を介して）放出されるマイクロ波エネルギーを妨害しない。

中空針２３４が第２の格納位置にあるとき（図７）、中空針２３４の遠位先端部２４８は、器具先端部２１４に配置される。この構成では、中空針２３４の一部は、グラウンド要素２２４の第１のチャネル２２６の接触部分２４０の内側に受け入れられる。このようにすると、中空針２３４は、接触部分２４０においてグラウンド要素２２４に電気的に接続される。結果として、中空針２３４は、グラウンド要素２２４を介して同軸給電ケーブル２０２の外側導体２０６に電気的に接続される。これは、器具先端部２１４によって（すなわち、内側電極２１８及び外側電極２２０を介して）放射されるＥＭエネルギーとの中空針２３４の干渉を低減または防止することができる。

中空針２３４が露出位置にあるとき（図８）、中空針２３４は、器具先端部２１４の開口部２４４を通って突出する。この構成では、中空針２３４を使用して、流体導管２１０から治療部位に流体を分配することができる。例えば、中空針２３４の尖った遠位先端部２４８を標的組織に挿入して、標的組織に液体薬剤を注入することができる。第２の格納位置と同様に、中空針２３４の一部は、グラウンド要素２２４の第１のチャネル２２６の接触部分２４０で受け入れられる。結果として、中空針２３４は、グラウンド要素２２４を介して同軸給電ケーブル２０２の外側導体２０６に電気的に接続され、これは、中空針２３４によって引き起こされる干渉を低減し得る。したがって、中空針２３４が第１の格納位置、第２の格納位置、または露出位置のいずれにあるかに関係なく、放射ＥＭエネルギーによる中空針２３４の干渉を回避することができる。

したがって、中空針２３４と第１のチャネル２２６の接触部分２４０との間に形成される電気的接触は、針とグラウンド要素との間のスライド式境界面にあり得、すなわち、中空針２３４が第１のチャネル２２６を通って移動することを可能にするが、一方で中空針２３４とグラウンド要素２２４との間の電気的接触を維持している。

グラウンド要素２２４は、中空針が第２の格納位置及び／または露出位置にあるときに、中空針２３４の遠位先端部２４８から（伝送されたマイクロ波エネルギーの）半波長の整数個離れるように、器具先端部２１４に配置され得る。これは、マイクロ波周波数で、中空針２３４の遠位先端部２４８及び第１のチャネル２２６の中空針２３４の部分が同じ電圧（すなわち、外側導体２０６の電圧）であることを確実にし得る。例えば、５．８ＧＨｚのマイクロ波エネルギーの周波数の場合、マイクロ波エネルギーの１／４波長は約１２．９ｍｍになり得る（導波管に負荷がかかっていないと仮定して）。中空針２３４が、その遠位先端部２４８から２×１２．９ｍｍ離れるようにグラウンド（例えば、０Ｖ）に対して短絡されている場合、遠位先端部２４８もまた、グラウンドに対して短絡され得る。したがって、この例では、グラウンド要素２２４は、中空針２３４が露出位置にあるときに、中空針２３４の遠位先端部２４８から約２×１２．９ｍｍ＝２５．８ｍｍ離れて配置され得る。針の移動距離は、グラウンド要素２２４への電気的接続が、格納位置と露出位置の両方で遠位先端部からのマイクロ波エネルギーの半波長の倍数になるように設定することができる。

図１０ａは、器具先端部２１４の誘電体２１６の正面図を示している。図１０ｂは、器具先端部２１４の誘電体２１６の斜視図を示している。誘電体２１６は、単一の絶縁材料（例えば、ＰＥＥＫ）で形成されている。誘電体２１６は、内側電極２１８が形成される溝２５０ａ、２５０ｂ、２５０ｃの第１のセットと、外側電極２２０が形成される溝２５２ａ、２５２ｂ、２５２ｃの第２のセットとを含む。溝２５０ａ～ｃの第１のセット及び溝２５２ａ～ｃの第２のセットは、誘電体２１６の外面２５４に形成され、長手方向に延びる。示されている例では、溝２５０ａ～ｃの第１のセット及び溝２５２ａ～ｃの第２のセットの両方が３つの溝を含む。他の例では、異なる数の溝を使用することができる。第１のセットと第２のセットの溝は、誘電体２１６の円周の周りに交互に配置されている。したがって、第１のセット２５０ａ～ｃの各々の溝は、第２のセット２５２ａ～ｃの２つの溝の間に配置されている。誘電体２１６内の隣接する溝は、誘電体２１６の一部によって分離されている。誘電体２１６の外面２５４は、略円筒形であり、器具先端部２１４の外面の一部を形成する。誘電体２１６の遠位端２５６は丸みを帯びており、例えば滑らかな輪郭に成形されている。

内側電極２１８は、３つの長手方向に延びる導電性フィンガー２５８ａ、２５８ｂ、２５８ｃを有する導電性材料（例えば、金属）の単一片によって形成される。導電性フィンガー２５８ａ～ｃのそれぞれは、誘電体２１６の溝２５０ａ～ｃの第１のセットのそれぞれの１つに配置されている。外側電極２２０は、３つの長手方向に延びる導電性フィンガー２６０ａ、２６０ｂ、２６０ｃを有する導電性材料（例えば、金属）の単一片によって形成される。導電性フィンガー２６０ａ～ｃのそれぞれは、誘電体２１６の溝２５２ａ～ｃの第２のセットのそれぞれの１つに配置されている。内側電極２１８の導電性フィンガー２５８ａ～ｃは、誘電体２１６によって外側電極２２０の導電性フィンガー２６０ａ～ｃから電気的に絶縁されている。内側電極２１８の各導電性フィンガーは、外側電極の２つの導電性フィンガーの間に配置されている（及びその逆）。したがって、このようにすると、内側電極２１８と外側電極２２０は、互いにかみ合った電極とみなすことができる。

内側電極２１８及び外側電極２２０は、それらが誘電体２１６の外面２５４及び遠位端２５６と同一平面上にあるように形成される。これは、器具先端部２１４に滑らかな外面を設け、組織が器具先端部２１４に引っ掛かるのを防ぐことができる。器具先端部２１４は、例えばパリレンＣまたはパリレンＤで作られた生体適合性の非粘着性コーティングでコーティングされている。この例では、コーティングの厚さは約３μｍであるが、他の厚さ、例えば最大４０μｍを使用できる。代替的または追加的に、内側電極２１８及び外側電極２２０は、組織の粘着を最小限にするために研磨され得る。

非粘着性コーティングは、凝固した組織が器具先端部に粘着するのを防ぐ。結果として、ＥＭエネルギーの適用に続いて器具先端部２１４が治療部位から取り外されるとき、組織を損傷するのを回避することができる。

電気外科器具２００は、出血（止血）を止めるまたは制御するために、マイクロ波エネルギーを使用して組織を凝固させるのに特に適している可能性がある。内側電極２１８及び外側電極２２０は、マイクロ波エネルギーが同軸給電ケーブル２０２を介して器具先端部２１４に供給されるときに、双極マイクロ波アンテナとして機能することができる。このようにすると、器具先端部２１４の周りに位置する標的組織は、マイクロ波エネルギーを使用して凝固させることができる。器具先端部２１４の丸みを帯びた遠位端は、器具先端部を、出血を止めるためのタンポナーデとして機能するように、治療領域（例えば、血管）に圧力を加えるのに適したものにすることができる。マイクロ波エネルギーは、組織を凝固及び出血を阻止するために、治療領域に圧力が加えられている間に、器具先端部２１４を介して加えられ得る。

内側電極２１８及び外側電極２２０の導電性フィンガーは、器具先端部２１４の円周の周りに交互の順序で配置されるので、器具先端部によって生成されるマイクロ波放射プロファイルは、器具先端部２１４の周りで実質的に均一であり得る。これは、器具先端部２１４の周りに位置する組織の実質的に均一な治療を可能にし得る。

Claims (25)

1. 電気外科器具であって、
   マイクロ波エネルギーを伝送するための同軸給電ケーブルであって、内側導体、外側導体、ならびに前記内側導体及び前記外側導体を分離させる誘電材料を有する、前記同軸給電ケーブル、
   前記マイクロ波エネルギー及び／または無線周波数エネルギーを受信するために前記同軸給電ケーブルの遠位端に配置された器具先端部、及び
   流体を前記器具先端部に運ぶための流体チャネル
   を含み、
   前記器具先端部は、
   前記マイクロ波エネルギーを生体組織に放射するための放射構造、及び
   前記流体チャネルと流体連通している中空針であって、前記流体チャネルから治療部位に前記流体を供給するように配置されている、前記中空針を含み、
   前記放射構造は、
   絶縁性の非粘着性材料でコーティングされている、前記電気外科器具。
2. 前記器具先端部が前記絶縁性の非粘着性材料でコーティングされている、請求項１に記載の電気外科器具。
3. 前記放射構造上の前記絶縁性の非粘着性材料のコーティングが４０μｍ以下の厚さを有する、請求項１または２に記載の電気外科器具。
4. 前記厚さが１０μｍ以下である、請求項３に記載の電気外科器具。
5. 前記絶縁性の非粘着性材料がパリレンＣまたはパリレンＤである、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
6. 電気外科器具であって、
   マイクロ波エネルギー及び／または無線周波数エネルギーを伝送するための同軸給電ケーブルであって、内側導体、外側導体、ならびに前記内側導体及び前記外側導体を分離させる誘電材料を有する、前記同軸給電ケーブル、
   前記マイクロ波エネルギー及び／または前記無線周波数エネルギーを受信するために前記同軸給電ケーブルの遠位端に配置された器具先端部、及び
   流体を前記器具先端部に運ぶための流体チャネル
   を含み、
   前記器具先端部は、
   前記マイクロ波エネルギー及び／または前記無線周波数エネルギーを生体組織に供給するためのエネルギー供給構造、及び
   前記流体チャネルと流体連通している中空針であって、前記流体チャネルから治療部位に前記流体を供給するように配置されている前記中空針、を含み、
   前記エネルギー供給構造は、前記マイクロ波エネルギーを生体組織に放射するための放射構造を含み、
   前記中空針は、前記中空針をグラウンドするために前記外側導体に電気的に接続されている、前記電気外科器具。
7. 前記器具先端部が、前記中空針を前記外側導体に電気的に接続するように配置されたグラウンド要素をさらに備える、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
8. 前記グラウンド要素は、それぞれ前記中空針と前記外側導体を保持するように構成された第１の接続面と第２の接続面を有する本体を含み、
   前記第１の接続面と前記第２の接続面とは共に電気的に接続され、
   前記中空針は前記第１の接続面に電気的に接続され、前記外側導体は前記第２の接続面に電気的に接続される、請求項７に記載の電気外科器具。
9. 前記グラウンド要素の前記本体は、前記本体を通って延びる第１のチャネルを有し、前記第１の接続面は、前記第１のチャネルの中に形成され、
   前記中空針の一部は前記第１のチャネルで受け入れられ、
   前記第１のチャネルは、前記第１のチャネルの近位端に位置するフレア部分を含み、前記フレア部分は、前記第１のチャネルの前記近位端に向かって増加する断面積を有する、請求項８に記載の電気外科器具。
10. 前記グラウンド要素の前記本体は、前記本体を通って延びる第２のチャネルを含み、前記第２の接続面は、前記第２のチャネルに形成され、
    前記外側導体の遠位部分は、前記第２のチャネルで受け入れられる、請求項８または９に記載の電気外科器具。
11. 前記中空針を前記第１の接続面と接触するように誘導するために前記グラウンド要素の近位端に配置された第１の絶縁スリーブ、及び
    前記中空針を前記放射構造から絶縁するために、前記グラウンド要素の遠位端に配置された第２の絶縁スリーブをさらに含む、請求項８～１０のいずれか一項に記載の電気外科器具。
12. 前記中空針が前記器具先端部に対して、
    前記中空針の遠位端が前記器具先端部の遠位端から後退する格納位置と、
    前記中空針の前記遠位端が前記器具先端部の前記遠位端を超えて突き出ている露出位置との間で移動可能である、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
13. 前記中空針が前記外側導体に対してスライド可能であり、
    前記中空針と前記外側導体との間の電気的接続がスライド式境界面を通過する、請求項１２に記載の電気外科器具。
14. 前記器具先端部がその遠位端に開口部を含み、
    前記中空針が前記格納位置にあるとき、前記中空針の前記遠位端は前記器具先端部に位置し、前記開口部から突き出ておらず、
    前記中空針が前記露出位置にあるとき、前記中空針の前記遠位端は前記開口部から突き出ている、請求項１２または１３に記載の電気外科器具。
15. 前記露出位置にあるとき、前記中空針が、前記中空針の遠位端から離れた前記マイクロ波エネルギーの半波長の整数倍に対応する前記中空針の位置で前記外側導体に電気的に接続される、請求項１２～１４のいずれか一項に記載の電気外科器具。
16. 前記器具先端部が誘電体をさらに含み、前記放射構造が前記誘電体の中及び／または前記誘電体の上に形成される、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
17. 前記放射構造が、前記内側導体に電気的に接続された第１の電極と、前記外側導体に電気的に接続された第２の電極とを含み、
    前記第１の電極及び前記第２の電極が前記誘電体の外面に露出されている、請求項１６に記載の電気外科器具。
18. 前記誘電体が、前記第１の電極が配置される第１の溝と、前記第２の電極が配置される第２の溝とを含む、請求項１６または１７に記載の電気外科器具。
19. 前記誘電体は、前記同軸ケーブルと整列する、長手方向軸を有する円筒形であり、
    前記誘電体がその内部に形成される、長手方向に延びるチャネルを備え、
    前記中空針の一部分は、前記長手方向に延びるチャネルに受け入れられる、請求項１６～１８のいずれか一項に記載の電気外科器具。
20. 前記第１の電極が、前記誘電体の周囲に配置された長手方向に延びる導電性フィンガーの第１のセットを含む、請求項１９に記載の電気外科器具。
21. 前記第２の電極は、前記誘電体の前記周囲に配置された長手方向に延びる導電性フィンガーの第２のセットを含み、
    前記導電性フィンガーの第１のセットと第２のセットは、前記誘電体の前記周囲に互いにかみ合うように配置されている、請求項２０に記載の電気外科器具。
22. 前記器具先端部が、前記外側導体に電気的に接続され、前記同軸給電ケーブルと前記放射構造との間の電気的接続を取り囲む保護導体をさらに備える、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
23. 前記器具先端部の遠位端は、標的領域に圧力スポットを適用するのに適した滑らかな輪郭の様式で成形されている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
24. 生体組織を治療するための電気外科システムであって、装置は、
    マイクロ波エネルギー及び／または無線周波数エネルギーを供給するように配置される電気外科用発電機と、
    前記電気外科用発電機からの前記マイクロ波エネルギー及び／または前記無線周波数エネルギーを受信するように接続される先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具と、
    を含む、前記電気外科システム。
25. 患者の体内へ挿入するための可撓性挿入コードを有する手術用スコーピングデバイスをさらに備え、
    前記可撓性挿入コードはその長さに沿って延びる器具チャネルを有し、
    前記電気外科器具は前記器具チャネルの中に適合して入る寸法にされる、請求項２４に記載の電気外科システム。

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