JP2023100819A - 電気外科焼灼器具 - Google Patents

Abstract

【課題】外科スコープ装置を介した膵臓内への挿入に適するように寸法取りされたマイクロ波焼灼アンテナを有する電気外科器具によって得られる、既知のＲＦ焼灼技術に対する迅速で正確な代替案を提供する。【解決手段】電気外科器具２００は、マイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを伝えるための近位の同軸伝送線と、遠位の放射部分２０６と、同軸伝送線のインピーダンスを遠位の放射部分のインピーダンスに整合するために配設された中間のインピーダンス変成器２０４とを含み、遠位の放射部分は、同軸伝送線が伝えるマイクロ波ＥＭエネルギーを放出するためのマイクロ波アンテナを含み、遠位の放射部分の最大外径は同軸伝送線の外径よりも小さい。これらの特徴によって、器具は小直径の構造を介してマイクロ波エネルギーを送出することができる。【選択図】図３

Description

本発明は、生体組織に高周波及びマイクロ波エネルギーを送出して標的組織を焼灼するための電気外科器具に関する。詳細には、プローブが、治療部位に非侵襲的な方法で導入可能な外科スコープ装置またはカテーテルのチャネルを通して挿入できるように構成されている。プローブは、腫瘍、嚢胞、または他の損傷部位などの組織を焼灼するように配設される場合がある。プローブは膵臓での処置に特に適している場合がある。

細胞を殺す有効な方法として、生体組織に熱エネルギーを加えることが良く知られている。たとえば、高周波またはマイクロ波エネルギーを加えることによって、生体組織を加熱し、したがって焼灼（破壊する）ことができる。この方法は特にがんの処置に用いられる場合がある。

内視鏡超音波ガイドラジオ波焼灼療法を用いて膵臓の組織を処置する技術が知られている（Ｐａｉ，Ｍ．，ｅｔ ａｌ．：Ｅｎｄｏｓｃｏｐｉｃ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｇｕｉｄｅｄ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ａｂｌａｔｉｏｎ，ｆｏｒ ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ｃｙｓｔｉｃ ｎｅｏｐｌａｓｍｓ ａｎｄ ｎｅｕｒｏｅｎｄｏｃｒｉｎｅ ｔｕｍｏｒｓ，Ｗｏｒｌｄ Ｊ Ｇａｓｔｒｏｉｎｔｅｓｔ Ｓｕｒｇ ２０１５ Ａｐｒｉｌ ２７；７（４）：５２－５９）。この技術では、超音波可能な内視鏡のワーキングチャネルを通して、小直径（たとえば０．３３ｍｍ）の伝導性ワイヤを挿入する。患者の皮膚に外部の接地リターンパッドを接触させるとともにワイヤにＲＦ電力を印加して、肝臓及び膵臓の組織を凝固させる。損傷部位を焼灼するためには、９０～１２０秒間、電力を印加する必要があり、場合によってはワイヤを移して位置を変える必要がある。

概略的には、本発明によって、外科スコープ装置を介した膵臓内への挿入に適するように寸法取りされたマイクロ波焼灼アンテナを有する電気外科器具が提供され、既知のＲＦ焼灼技術に対する迅速で正確な代替案が得られる。本発明は、膵臓において特定の用途を見出す場合があるが、熟練を要する他の治療部位（たとえば、肺）での使用にも適する場合がある。

本発明によって、電気外科器具であって、マイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを伝えるための同軸伝送線を含む近位部分と、遠位の放射部分と、同軸伝送線のインピーダンスを遠位の放射部分のインピーダンスに整合するために配設された中間のインピーダンス変成器とを含み、遠位の放射部分は、同軸伝送線が伝えるマイクロ波ＥＭエネルギーを放出するためのマイクロ波アンテナを含み、遠位の放射部分の最大外径は同軸伝送線の外径よりも小さい、電気外科器具が提供される。これらの特徴により、器具は小直径の構造を介してマイクロ波エネルギーを送出することができる。

同軸伝送線には、第１の誘電体材料によって近位の外部導体から分離された内部導体が含まれていてもよい。同軸伝送線は従来の同軸ケーブルであってもよい。優位なことに、同軸ケーブルの内部導体は、近位の外部導体の遠位端を越えて、中間のインピーダンス変成器を通って、遠位の放射部分内に延びていてもよい。言い換えれば、中間のインピーダンス変成器及び遠位の放射部分は共通の同軸ケーブルを有していてもよい。これは、同軸伝送線の外部導体をその遠位部分（中間のインピーダンス変成器及び遠位の放射部分が形成されるべき場所）に沿って剥がすことによって、実現してもよい。後述するように、第
１の誘電体材料を中間のインピーダンス変成器及び遠位の放射部分において用いてもよい。たとえば、これらの領域内で第１の誘電体を選択的に取り除いてその直径を減らすことができる。場合によっては、それを全く取り除いて、他の誘電体材料と交換してもよい。代替的に、それを単独でまたは他の材料と組み合わせて用いてもよい。

近位の外部導体（すなわち、同軸伝送線の外部導体）の外径は３ｍｍ以下であり、好ましくは２．２ｍｍ以下であってもよい。遠位の放射部分の最大外径は１ｍｍ以下であってもよい。中間のインピーダンス変成器の最大外径は、近位の外部導体のそれと遠位の放射部分のそれとの間であってもよい。

中間のインピーダンス変成器は４分の１波長の同軸伝送線である。ここで「４分の１波長」は、同軸伝送線によって送出されたマイクロ波エネルギーの波長を指す。器具は、マイクロ波エネルギーの特定の周波数で用いるようにデザインしてもよく、したがってこの長さは任意の所与の器具に対して導き出せる。

４分の１波長の同軸伝送線において、内部導体は、第１の誘電体材料の外径よりも小さい外径の第２の誘電体材料によって中間の外部導体から分離されていてもよい。一例では、第２の誘電体材料は、近位の外部導体の遠位端を越えて延びる第１の誘電体材料の縮径部分である。その代わりにまたはそれに加えて（中間のインピーダンス変成器に誘電体材料の組み合わせが含まれ得るという点で）、第２の誘電体材料は、第１の誘電体材料よりも比誘電率が高い材料を含んでいてもよいしまたはその材料からなっていてもよい。

内部導体は遠位の放射部分を通って延びてマイクロ波アンテナの伝導性部分を形成してもよい。この例では、したがって同軸伝送線の内部導体は器具の全長に沿って延びている。

別の例では、遠位の伝導性フィンガーを内部導体の遠位端に取り付けてもよい。遠位の伝導性フィンガーはマイクロ波アンテナの伝導性部分を形成してもよい。この例では、内部導体はマイクロ波アンテナに対するフィードとして働く。遠位の放射部分には、遠位端にマイクロ波アンテナが形成された同軸のフィード部分が含まれていてもよい。

マイクロ波アンテナは、マイクロ波アンテナの伝導性部分上に取り付けられた遠位の誘電体材料を有する装荷モノポールアンテナであってもよい。遠位の誘電体材料は、近位の外部導体の遠位端を越えて延びる第１の誘電体材料の縮径部分であってもよい。この例では、第１の誘電体材料は器具の全長に沿って延びていてもよい。その代わりにまたはそれに加えて、遠位の誘電体材料には、第１の誘電体材料よりも比誘電率が高い剛体材料が含まれていてもよい。セラミックまたはポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）を用いてもよい。遠位の放射部分の同軸のフィード部分は、マイクロ波アンテナを装着するフィード部分と同じかまたは異なる誘電体材料を用いてもよい。

マイクロ波アンテナの遠位端は組織内への挿入が容易になるように鋭利になっていてもよい。本明細書では「鋭利になっている」は、器具の遠位先端部が先端に向けてテーパ状に（たとえば、針状と同じ様に）なっていることを意味してもよい。鋭利になっている部分には、マイクロ波アンテナを装着する誘電体材料が含まれていてもよいし、またはアンテナが非装着の場合に遠位の伝導性フィンガーの突出部が含まれていてもよい。

別の例では、マイクロ波アンテナはスロットアンテナであってもよい。たとえば、遠位の放射部分には、遠位の誘電体材料によって遠位の外部導体から分離された遠位の内部導体を有する遠位の同軸伝送線が含まれていてもよい。スロットアンテナを遠位の外部導体の一部を除去することによって形成してもよい。除去部分は、遠位の外部導体内の窓（そ
こを通って遠位の誘電体材料が露出する）と似ていてもよい。マイクロ波アンテナの長さに沿って１つ以上の窓があってもよい。各窓は、遠位の放射部分の全周の周りに延びていてもよい。窓は、アンテナによって放出されたマイクロ波エネルギーの２分の１波長によって分離されていてもよい。

遠位の内部導体を遠位の外部導体に、マイクロ波アンテナの遠位先端部において電気的に接続してもよい。これによって、アンテナによって放出される電磁場の形状を引き延ばしてもよい。

また本明細書では、患者の身体内に挿入できるように構成された器具コードを有する外科スコープ装置であって、器具コードの内部を通って器具チャネルが形成されている、外科スコープ装置と、器具チャネルを通って挿入できるように寸法取りされたいずれかの先行請求項に記載の電気外科器具と、を含む電気外科装置も開示されている。

本明細書では用語「外科スコープ装置」を、任意の外科装置に、侵襲的手技の間に患者の身体内に導入される剛性または柔軟な（たとえば、配向できる）導管である挿入チューブが設けられたものを意味するために用いてもよい。挿入チューブには器具チャネル及び光チャネルが含まれていてもよい。（これは、たとえば、挿入チューブの遠位端における治療部位を照明し及び／またはその画像を取り込むために光を送信するためである。器具チャネルは、侵襲性の手術ツールを受け取るのに適した直径を有していてもよい。器具チャネルの直径は５ｍｍ以下であってもよい。本発明の実施形態では、外科スコープ装置は超音波可能な内視鏡であってもよい。

本明細書では、用語「内部」は、器具チャネル及び／または同軸ケーブルの中心（たとえば軸）に半径方向により近いことを意味する。用語「外部」は、器具チャネル及び／または同軸ケーブルの中心（軸）から半径方向により遠いことを意味する。

本明細書では、用語「伝導性」を、文脈からそうでないと示される場合を除いて、電気伝導性を意味するために用いる。

本明細書では、用語「近位」及び「遠位」は細長いプローブの端部を指す。使用時、近位端はＲＦ及び／またはマイクロ波エネルギーを与えるために発電機により近く、遠位端は発電機からより遠い。

本明細書では、「マイクロ波」を、４００ＭＨｚ～１００ＧＨｚの周波数範囲、しかし好ましくは１ＧＨｚ～６０ＧＨｚの範囲を示すために広く用いてもよい。考慮した具体的な周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、及び２４ＧＨｚである。デバイスは、これらのマイクロ波周波数の複数においてエネルギーを送出してもよい。対照的に、本明細書では、「高周波」または「ＲＦ」を、少なくとも３桁低い周波数範囲、たとえば最大で３００ＭＨｚ、好ましくは１０ｋＨｚ～１ＭＨｚを示すために用いる。

本発明の実施形態について、添付図面を参照して後述する。

本発明の実施形態である電気外科焼灼装置を示す概略図である。 本発明とともに用いることができる内視鏡の器具コードを通る概略断面図である。 本発明の実施形態である焼灼器具を通る長手方向の断面図である。 本発明の別の実施形態である焼灼器具を通る長手方向の断面図である。 本発明の別の実施形態である焼灼器具を通る長手方向の断面図である。 本発明の別の実施形態である焼灼器具を通る長手方向の断面図である。

さらなるオプション及び選好
図１は、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流体（たとえば、冷却液）を供給することができる電気外科焼灼装置１００の概略図である。システム１００には、高周波（ＲＦ）及びマイクロ波エネルギーを制御可能に供給するための発電機１０２が含まれる。この目的にとって好適な発電機は、ＷＯ２０１２／０７６８４４に記載されている。この文献は参照により本明細書に組み込まれている。発電機は、器具から戻って受信された反射信号をモニタして、送出にとって適切な電力レベルを決定するために配設してもよい。たとえば、発電機を、器具の遠位端において見られるインピーダンスを計算して、最適な送出電力レベルを決定するために配設してもよい。

発電機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。またインターフェースジョイント１０６は、流体流れライン１０７を介して流体送出装置１０８（たとえば、注射器）に接続されている。それに加えてまたはその代わりに、いくつかの例では、装置を治療部位からの流体を吸引するために配設してもよい。このシナリオでは、流体流れライン１０７は、流体をインターフェースジョイント１０６から離れて好適な収集器（図示せず）まで運んでもよい。吸引メカニズムを流体流れライン１０７の近位端に接続してもよい。

必要に応じて、インターフェースジョイント１０６は、引き金をスライドさせることによって、たとえば１つ以上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）の動きを制御するように動作可能である器具制御メカニズムを収容することができる。複数の制御ワイヤがある場合には、完全制御を得るために複数のスライディング引き金がインターフェースジョイント上にあってもよい。インターフェースジョイント１０６の機能は、発電機１０２、流体送出装置１０８、及び器具制御メカニズムからの入力を結合して、単一のフレキシブルシャフト１１２内に入れることである。フレキシブルシャフト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。

フレキシブルシャフト１１２は、外科スコープ装置１１４の器具（ワーキング）チャネルの全長を通して挿入可能である。本発明の実施形態では、外科スコープ装置１１４には内視鏡超音波デバイスが含まれていてもよい。

外科スコープ装置１１４には、多くの入力ポートと出力ポート（そこから器具コード１２０が延びている）とを有する本体１１６が含まれている。器具コード１２０には、複数の管腔を囲む外部ジャケットが含まれている。複数の管腔によって、本体１１６から種々の物が器具コード１２０の遠位端まで運ばれる。複数の管腔のうちの１つは、前述した器具チャネルである。他の管腔には、たとえば遠位端に照明をもたらすかまたは遠位端から画像を収集するために光放射を伝えるためのチャネルが含まれていてもよい。本体１１６には、遠位端を視認するためのアイピース１２２が含まれていてもよい。

内視鏡超音波デバイスの場合は典型的に、器具チャネルの出口開口部を越えて器具コードの遠位先端部に超音波トランスデューサがある。超音波トランスデューサからの信号を好適なケーブル１２６によって器具コードに沿ってプロセッサ１２４まで戻してもよい。プロセッサ１２４は既知の方法で画像を生成することができる。器具コード内での器具チャネルの形成は、器具を器具チャネルから出して超音波システムの視野を通して送って標的部位における器具の箇所についての情報が得られるように行ってもよい。

フレキシブルシャフト１１２は、外科スコープ装置１１４の器具チャネルを通り器具コードの遠位端において（たとえば患者の内部に）突出するように成形された遠位のアセンブリ１１８（図１では一定の比率で描かれてはいない）を有している。

後述する遠位のアセンブリ１１８の構造物は特に、内視鏡超音波（ＥＵＳ）デバイスとともに用いるようにデザインしてもよく、それによって、遠位端アセンブリ１１８の最大外径は２．０ｍｍ以下、たとえば１．９ｍｍ未満（より好ましくは、１．５ｍｍ未満）であり、フレキシブルシャフトの長さを１．２ｍ以上とすることができる。

本体１１６には、フレキシブルシャフト１１２に接続するための電源入力ポート１２８が含まれている。後述するように、フレキシブルシャフトの近位部分には、発電機１０２から遠位のアセンブリ１１８まで高周波及びマイクロ波エネルギーを伝えることができる従来の同軸ケーブルが含まれていてもよい。ＥＵＳデバイスの器具チャネルにフィッティングすることが物理的に可能である同軸ケーブルは、以下の外径のものが入手可能である。１．１９ｍｍ（０．０４７”）、１．３５ｍｍ（０．０５３”）、１．４０ｍｍ（０．０５５”）、１．６０ｍｍ（０．０６３”）、１．７８ｍｍ（０．０７０”）。カスタムサイズの同軸ケーブル（すなわち、オーダーメード）を用いてもよい。

前述したように、少なくとも器具コード１２０の遠位端の位置を制御できることが望ましい。本体１１６には、器具コード１２０の遠位端に１本以上の制御ワイヤ（図示せず）によって機械的に結合された制御アクチュエータが含まれていてもよい。制御ワイヤは器具コード１２０を通って延びる。制御ワイヤは器具チャネル内を進んでもよいし、または制御ワイヤの独自の専用チャネル内を進んでもよい。制御アクチュエータは、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ってもよい。器具コード１２０の操作は、ソフトウェア支援でもよく、たとえばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像から組み立てられた仮想の３次元マップを用いて行ってもよい。

図２は器具コード１２０の軸の図である。この実施形態では、器具コード１２０内に４つの管腔がある。最大の管腔は器具チャネル１３２である。他の管腔には、超音波信号チャネル１３４、及び照明チャネル１３６、及びカメラチャネル１３８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、制御ワイヤまたは流体送出もしくは吸引用）があってもよい。

一実施形態では、本発明によって、ＥＵＳシステムカテーテルの遠位端において組織焼灼を行うことができる器具が提供される。副作用を減らして器具の効率を最大にするために、送信アンテナは標的組織のできるだけ近くに配置しなければならない。理想的には、処置中に器具の放射部を腫瘍の内側（たとえば中心）に配置する。

本発明は特に、膵臓の処置に適している場合がある。標的部位に到達するためには、器具を、口部、胃、及び十二指腸を通してガイドする必要がある。器具を、十二指腸の壁を通ることによって膵臓にアクセスするように配設する。この手順では、膵臓内を進み得る器具のサイズに著しい制限が課される。従来、外径が１ｍｍ以下（たとえば１９ゲージ）の器具を用いている。

以下の説明では、説明した遠位のアセンブリ１１８で用いるのに適した多くのアンテナ構成を示す。

以下の説明では、他に記載がない限り、コンポーネントの長さは同軸ケーブル／器具コードの長手軸と平行な方向でのその寸法を指す。

図３は、本発明の実施形態である電気外科器具２００の遠位端の断面図である。図３に、３つに区分されている、器具の遠位端部分を示す。第１の区分には、器具の近位端まで、たとえば、前述したように外科スコープ装置の器具チャネルを通って延びる同軸ケーブル２０２が含まれている。同軸ケーブル２０２の近位端を電気外科発電機に接続して、周波数が５．８ＧＨｚのマイクロ波エネルギー（たとえば、電磁エネルギー）を受け取って伝えるようにしてもよい。第２の区分には中間のインピーダンス変成器２０４が含まれている。第３の区分には遠位の放射部分２０６が含まれている。中間のインピーダンス変成器２０４は、同軸ケーブル２０２のインピーダンスを遠位の放射部分２０６のインピーダンスに整合するように配設されている。

遠位の放射部分２０６は、膵臓内の組織の処置に適するように寸法取りされている。特に、その寸法は、たとえばＥＵＳデバイスを用いて十二指腸の壁を通って膵臓内へと貫通するように使用される既知のプローブと同様である。したがって、遠位の放射部分２０６の最大外径は１ｍｍ以下（たとえば１９ゲージ針以下）であってもよい。遠位の放射部分の長さは約４０ｍｍであってもよい。

同軸ケーブル２０２は、従来の柔軟な同軸マイクロ波ケーブル（外科スコープ装置の器具チャネルを通ることができるように外径が選択されている）であってもよい。一例では、同軸ケーブル２０２の外径は２．２ｍｍ以下であってもよい。たとえば、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ（登録商標）８６ケーブルを用いてもよい。同軸ケーブルには、絶縁性の誘電体材料２１０によって外部導体２１２から分離された内部導体２０８が含まれている。外部導体２１２の外面の周りに保護ジャケット（図示せず）を設けてもよい。同軸ケーブル２０２の長さは１．２ｍ以上であってもよい。図３にはその遠位部分のみを示す。

この実施形態では、同軸ケーブル２０２の内部導体２０８は、外部導体２１２の遠位端を越えて、中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６の両方を通って延びている。したがって、遠位端アセンブリの３つの区分はすべて、共通の内部導体を共有している。実際には、一例では、中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６の形成は、同軸ケーブルの遠位の区分から外部導体を剥がし、誘電体材料２１０の一部を選択的に取り除き、各部分に対する所望の誘電体外径を実現し、そして縮径部分上に新しい外部導体を設けることによって行ってもよい。中間のインピーダンス変成器２０４は、第１の縮径を有する誘電体材料２１４を有し、遠位の放射部分２０６は、第２の縮径を有する誘電体材料２１６を有している。第１の縮径は、同軸ケーブル２０２内の誘電体材料２１０の直径よりも小さい。第２の縮径は第１の縮径よりも小さい。直径間の関係については、後でより詳細に説明する。

この実施形態では、遠位の放射部分２０６には装荷モノポールアンテナ２１８が含まれている。装荷モノポールアンテナ２１８は、遠位の放射部分２０６の最も遠位な長さから外部導体を取り除くことによって設けてもよい。装荷モノポールアンテナ２１８の長さは、同軸ケーブル２０２が伝えるマイクロ波エネルギーの４分の１波長の奇数倍に等しくてもよい。

前述したように、遠位の放射部分２０６の最大外径（膵臓内に挿入されるべき部分）は１ｍｍ以下であることが望ましい。一例では、これは、関連するコンポーネントに対する以下の横断寸法によって実現される。

この例での外部導体の厚さは０．０７５ｍｍである。この例で用いる誘電体材料の比誘電率ε_ｒは１．８５であり、遠位の放射部分に対するインピーダンスＺ_ｏｕｔは以下のように得られる。

したがって、同軸ケーブル２０２のインピーダンスＺ_ｉｎが５０Ωであるならば、中間のインピーダンス変成器２０４のインピーダンスＺ_ｔは以下のように計算される。

この例では、中間のインピーダンス変成器２０４において同じ内部導体及び同じ誘電体材料を用いているので、誘電体材料２１４の外径ｄ_３は、以下の関係を満たすように計算することができる。

これを解くとｄ_３として１．１ｍｍが求まる。これに続いて、中間のインピーダンス変成器２０４における関連するコンポーネントに対する横断寸法は、以下であってもよい。

中間のインピーダンス変成器２０４の長さは好ましくは、その中に伝えられるマイクロ波エネルギーの４分の１波長の奇数倍である。ε_ｒが１．８５ｍｍである場合、５．８ＧＨｚにおける４分の１波長は９．５ｍｍである。

器具の全長に対して同じ誘電体材料を用いる場合、装荷モノポールアンテナ２１８の長さも９．５ｍｍであってもよい。しかし、至る所で同じ誘電体材料を用いる必要はない。たとえば、装荷モノポールアンテナ２１８に対して異なる誘電体材料を用いてもよい。たとえば、装荷モノポールアンテナ２１８の長さを、比誘電率がより高い誘電体材料を用いることによって短くしてもよい。一例では、剛性の誘電体材料たとえばセラミックまたはポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）を用いることができる。他の例では、遠位の放射部分２０６には、非装着のアンテナが含まれていてもよい（たとえば、露出した内部導体の一部が含まれていてもよい）。この種の構造物の例について、以下で図５を参照して説明する。

前述した器具２００によって、これまで用いられている高周波ベースの技術よりも正確で有効な処置を容易にすることができる、膵臓内にマイクロ波エネルギーを導入する手段が得られる。詳細には、マイクロ波アンテナからデバイス内にエネルギーを送出する移送機構は主に放射である。その結果、目標領域は急速に処置されて、不必要な領域にエネルギーが漏れるかまたは集中する危険性は低くなる。これは、移送機構が主に伝導性によるＲＦベースの技術とは対照的であり得る。ＲＦベースの技術では、外部に位置するリターンパッドを用いることによって、電流経路の位置を制御することが難しくなる可能性がある。

本明細書で開示した器具は特に、マイクロ波エネルギーとともに用いることに好適であり得るが、器具はまた、高周波（ＲＦ）エネルギーを送出するためのバイポーラ構造ももたらし得る。一例では、マイクロ波エネルギーを放射するためのアンテナを形成する同じ構造物によって、活性電極及びリターン電極（それらの間にＲＦエネルギーを送出するのに適している）が得られる。活性電極は内部導体であってもよい。リターン電極は外部導体の遠位部分であってもよい。この配置によって、ＲＦ電流に対する局部的なリターン経路が得られ、したがって、別個の外部リターンパッドを必要とする従来技術の器具よりも好ましい。他の例では、器具にはＲＦエネルギーを送出ための別個の構造物が含まれていてもよい。

前述したように、器具は、ＲＦ及びマイクロ波エネルギーの両方を同軸伝送線に沿って別個または同時に送出することができる発電機に接続可能であってもよい。したがって、器具は複数の処置モードにおいて選択的に動作可能であってもよい。たとえば、（ｉ）マイクロ波のみ、（ｉｉ）ＲＦのみ、（ｉｉｉ）ＲＦの後にマイクロ波、（ｉｖ）マイクロ
波の後にＲＦ、（ｖ）ＲＦ及びマイクロ波を同時、のうちのいずれか１つ、２つ、３つ以上を含む。したがって、器具は、従来のＲＦ焼灼デバイスよりも高性能なエネルギー印加方式の下で処置を行うことができる。

図４は、本発明の別の実施形態である電気外科器具２４０の遠位端の断面図である。図３に示す実施形態と共通する特徴物には同じ参照番号を付して、もう一度説明することはしない。図３と同様に、器具２４０は、同軸ケーブル２０２から中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６を通る共通の内部導体を利用する。しかし、この実施形態では、同軸ケーブル２０２の誘電体材料を完全に取り除いて、中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６において代替材料と交換してもよい。

処置すべき腫瘍の内部に器具を押すのを助けるために、器具の遠位部分が剛性であることが望ましい場合がある。したがって、中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６に、剛性の誘電体材料２４２、２４４をそれぞれ与えてもよい。この区分における剛性の誘電体材料２４２、２４４は同じであってもよいしまたは異なっていてもよい。たとえば、中間のインピーダンス変成器２０４は、ＰＥＥＫから形成された誘電体材料２４２を有していてもよく、遠位の放射部分２０６はセラミックから形成された誘電体材料２４４を有していてもよく、逆もまた同様である。前述したように、これらの材料の利点は、同軸ケーブル２０２の誘電体材料２１０よりも比誘電率が高いことであり、遠位部分をコンパクトにすることができる。剛性の誘電体材料２４２、２４４を、内部導体２０８の周りに鋳造するかまたは他の場合には内部導体２０８に取り付けることを、そこから誘電体材料２１０を剥がした後に行ってもよい。前述したように、剛性の誘電体材料２４２、２４４を所定の位置に配置した後で、新しい外部導体を中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６の関連する部品上に適用する。

図４に示す構造物を有する特定の例では、中間の誘電体材料２４２及び遠位の誘電体材料は両方ともＰＥＥＫである。遠位の放射部分２０６は全長が３ｃｍである。外部のメタライゼーション２４４は全長のうちの２ｃｍにわたって延びて、最も遠位な１ｃｍ部分を露出するＰＥＥＫで残す（その中を内部導体が進む）。外部のメタライゼーション２４４は内径が０．８ｍｍで外径が１．０ｍｍである。

図５は、本発明の別の実施形態である電気外科器具２６０の遠位端の断面図である。図３に示す実施形態と共通する特徴物には同じ参照番号を付して、もう一度説明することはしない。この例では、内部導体２０８が同軸ケーブル２０２から中間のインピーダンス変成器２０４を通って延びて、遠位の放射部分２０６の近位端で終了する。剛性の伝導性フィンガー２６６が、内部導体２０８の遠位端に取り付けられて電気的に接続されている。この例では、剛性の伝導性フィンガー２６６は、遠位の放射部分２０６の内部導体を形成して、非装着のモノポールアンテナ２６８としてそこから突出している。突出部を鋭利にして（たとえば、針に似させて）、組織内への挿入を容易にする。剛性の伝導性フィンガー２６６をステンレス鋼などから形成してもよい。

この例では、中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６で用いる誘電体材料２６２、２６４は、同軸ケーブル２０２の誘電体材料２１０とは異なっている。図４を参照して前述したように、これらの材料は、所望の物理特性（たとえば剛性）を付与するように、または器具の対応する部分の長さを制御するように選択してもよい。図示した例では、剛性の伝導性フィンガー２６６の外径は内部導体２０８の外径より大きくてもよく、これは遠位部分のインピーダンスに対して効果がある。

電気外科器具２６０はさらに、引き込み式シース２７０が同軸ケーブル２０２上に取り付けられている。シース２７０は、挿入の深さを制御するためであり、またアンテナの鋭
い先端部に起因する損傷に対して器具チャネルのライニングを保護するためである。シース２７０は器具の遠位部分にわたって延びていてもよい。目盛尺（たとえば１ｍｍ～３０ｍｍ）を有していてもよく、シースを引き戻すとアンテナが露出する。シースの遠位端２７２を十二指腸の壁に対して配置してもよく、アンテナを壁を通して膵臓内に挿入する。その結果、シース端部は停止または基準点として働いてもよい。シースの外径は器具チャネル内に収まるようなサイズであってもよい。たとえば、２．４ｍｍまたは２．７ｍｍであってもよい。図５のみに例示しているが、当然のことながら、シース２７０は、本明細書で開示した実施形態のいずれかと一緒に用いてもよい。

図６は、本発明の別の実施形態である電気外科器具２８０の遠位端の断面図である。図３に示す実施形態と共通する特徴物には同じ参照番号を付して、もう一度説明することはしない。この例では、遠位の放射部分２０６はスロットアンテナ構造物２８６が含まれている。図３と同様に、器具２８０は、同軸ケーブル２０２から中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６を通る共通の内部導体を利用する。この実施形態では、同軸ケーブル２０２の誘電体材料を完全に取り除いて、中間のインピーダンス変成器２０４及び遠位の放射部分２０６において代替材料と交換してもよい。中間のインピーダンス変成器２０４は中間の誘電体材料２８２を有し、遠位の放射部分２０６は遠位の誘電体材料２８４を有している。中間の誘電体材料２８２及び遠位の誘電体材料２８４は同じであってもよいしまたは異なっていてもよい。それらは両方とも同軸ケーブルの誘電体材料２１０とは異なっていてもよい。

コンパクトなスロットアンテナを得るために、遠位の誘電体材料２８４が、たとえば、誘電定数が２０以上、好ましくは４０以上であることによって、構造物に対して高負荷を与えることが望ましい場合がある。スロットアンテナ２８６は、遠位の放射部分２０６上の外部伝導層内に１つ以上の窓またはスロット２８８を形成することによって形成する。複数のスロットを形成する場合、それらは遠位の放射部分２０６の長さに沿って、遠位の放射部分２０６が伝えるマイクロ波エネルギーの半波長だけ分離されている。細長い（すなわち、前方に向けられた）焼灼場を形成するために、内部導体２０８の遠位端を、遠位の放射部分２０６上の外部伝導層に、たとえば伝導性のエンドキャップ２９０を介して電気的に接続してもよい。遠位の放射部分２０６上の最も遠位なスロットを好ましくは、遠位端（たとえば、エンドキャップ２９０）から、遠位の放射部分２０６が伝えるマイクロ波エネルギーの４分の１波長だけ離間して配置する。一例では、誘電体材料２８４は比誘電率が４９であってもよく、その結果、マイクロ波エネルギーの周波数が５．８ＧＨｚである場合の４分の１波長は１．８５ｍｍである。この例では、スロットは遠位の放射部分２０６の長さに沿って３．７ｍｍ間隔で離間して配置されている。

使用時、前述した例のいずれかによる器具を外科スコープ装置の器具チャネルを通して挿入して、治療部位に（たとえば十二指腸の壁を通して膵臓内部に）到達させてもよい。遠位の放射部分２０６が組織に侵入して、同軸ケーブル２０２から送出されたマイクロ波エネルギーが組織内に放射してそれを焼灼してもよい。

いくつかの手順では、器具の前に吸引針を治療部位に挿入して、たとえば、嚢胞から流体を取り除く等を行ってもよい。

本発明の器具は、特に器具のサイズが既知のＲＦプローブと同じオーダーであるために、既知のＲＦ焼灼技術に対する代替物としての特定の用途を見出す場合があり、したがって同じ機器を用いて導入することができる。

Claims (20)

1. 電気外科器具であって、
   マイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを伝えるための同軸伝送線を含む近位部分と、
   遠位の放射部分と、
   同軸伝送線のインピーダンスを前記遠位の放射部分のインピーダンスに整合するために配設された中間のインピーダンス変成器と、を含み、
   前記遠位の放射部分は、前記同軸伝送線が伝える前記マイクロ波ＥＭエネルギーを放出するためのマイクロ波アンテナを含み、
   前記遠位の放射部分の最大外径は前記同軸伝送線の外径よりも小さい、電気外科器具。
2. 前記同軸伝送線は、第１の誘電体材料によって近位の外部導体から分離された内部導体を含み、前記内部導体は、前記近位の外部導体の遠位端を越えて、前記中間のインピーダンス変成器を通って、前記遠位の放射部分内に延びる請求項１に記載の電気外科器具。
3. 前記中間のインピーダンス変成器は４分の１波長の同軸伝送線である請求項２に記載の電気外科器具。
4. 前記４分の１波長の同軸伝送線内において、前記内部導体は、前記第１の誘電体材料よりも外径が小さい第２の誘電体材料によって中間の外部導体から分離されている請求項３に記載の電気外科器具。
5. 前記第２の誘電体材料は、前記近位の外部導体の前記遠位端を越えて延びる前記第１の誘電体材料の縮径部分である請求項４に記載の電気外科器具。
6. 前記第２の誘電体材料は前記第１の誘電体材料よりも比誘電率が高い請求項４に記載の電気外科器具。
7. 前記内部導体は前記遠位の放射部分を通って延びて前記マイクロ波アンテナの伝導性部分を形成する請求項２～６のいずれか１項に記載の電気外科器具。
8. 前記内部導体の遠位端に取り付けられた遠位の伝導性フィンガーを含み、前記遠位の伝導性フィンガーは前記マイクロ波アンテナの伝導性部分を形成する請求項２～６のいずれか１項に記載の電気外科器具。
9. 前記マイクロ波アンテナは、前記マイクロ波アンテナの前記伝導性部分上に取り付けられた遠位の誘電体材料を有する装荷モノポールアンテナである請求項７または８に記載の電気外科器具。
10. 前記遠位の誘電体材料は、前記近位の外部導体の前記遠位端を越えて延びる前記第１の誘電体材料の縮径部分である請求項９に記載の電気外科器具。
11. 前記遠位の誘電体材料は、前記第１の誘電体材料よりも比誘電率が高い剛体材料である請求項９に記載の電気外科器具。
12. 前記マイクロ波アンテナの遠位端は、組織内への挿入が容易になるように鋭利になっている請求項７～１１のいずれか１項に記載の電気外科器具。
13. 前記マイクロ波アンテナはスロットアンテナである請求項７または８に記載の電気外科器具。
14. 前記遠位の放射部分は、遠位の誘電体材料によって遠位の外部導体から分離された遠位の内部導体を有する遠位の同軸伝送線を含み、前記スロットアンテナは前記遠位の外部導体の除去部分によって形成されている請求項１３に記載の電気外科器具。
15. 前記遠位の内部導体は前記遠位の外部導体に、前記マイクロ波アンテナの遠位先端部で電気的に接続されている請求項１４に記載の電気外科器具。
16. 前記遠位の放射部分は、高周波（ＲＦ）エネルギーを送出するためのバイポーラ構造を含むいずれかの先行請求項に記載の電気外科器具。
17. 前記バイポーラ構造は前記マイクロ波アンテナによって形成されているいずれかの先行請求項に記載の電気外科器具。
18. 電気外科装置であって、
    患者の身体内に挿入できるように構成された器具コードを有する外科スコープ装置であって、前記器具コードの内部を通って器具チャネルが形成されている、前記外科スコープ装置と、
    前記器具チャネルを通って挿入できるように寸法取りされたいずれかの先行請求項に記載の電気外科器具と、を含む前記電気外科装置。
19. 前記外科スコープ装置は超音波可能な内視鏡である請求項１８に記載の電気外科装置。
20. 高周波（ＲＦ）エネルギー及びマイクロ波エネルギーを前記同軸伝送線に別個または同時に供給するために接続された電気外科発電機をさらに含み、前記器具は複数の処置モードにおいて選択的に動作可能であり、前記複数の処置モードは、（ｉ）マイクロ波のみ、（ｉｉ）ＲＦのみ、（ｉｉｉ）ＲＦの後にマイクロ波、（ｉｖ）マイクロ波の後にＲＦ、（ｖ）ＲＦ及びマイクロ波を同時、のうちのいずれかを含む請求項１８に記載の電気外科装置。

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