JP2024038415A - 電気外科用機器 - Google Patents

Abstract

【課題】デバイスが機器チャネルに挿入されたときに、機器チャネル及び／または放射先端部分の損傷を引き起こし得る、放射先端部分が機器チャネルに引っかかることを防止する。【解決手段】電磁エネルギを生体組織に供給するための放射先端部分を有する電気外科用デバイスであって、電気外科用デバイスがカテーテル内に配置される、電気外科用デバイス。電気外科用デバイスは、放射先端部分が露出される展開位置と、放射先端部分がカテーテルの中に含まれる引込位置との間で、カテーテルに対して移動可能である。このようにして、放射先端部分は、それが使用される瞬間まで引っ込めておくことができる。これにより、外科手術用スコープデバイスの機器チャネルからのデバイスの挿入が容易になり得る。【選択図】図４

Description

本発明は、標的組織を切除するために、生体組織に電磁エネルギを供給するための電気外科用機器に関する。特に、プローブが、非侵襲的様式で治療部位に導入可能な外科手術用スコープデバイスまたはカテーテルのチャネルを介して挿入可能であるように構成されている。プローブは、腫瘍、嚢胞、またはその他の病変などの組織を切除するように配置することができる。プローブは、膵臓での治療に特に適している場合がある。

電磁（ＥＭ）エネルギ、そして特にマイクロ波及び高周波（ＲＦ）エネルギは、体組織を切断し、凝固させ、切除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エネルギを生体組織に供給するための装置は、エネルギを組織に供給するために、ＥＭエネルギ源を含む発生器と、この発生器に接続される電気外科用機器とを備える。従来の電気外科用機器は、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、この機器を体内に経皮的に配置することは困難となる可能性がある。他の電気外科用機器は、気道や、または食道もしくは結腸の管腔などの体内の経路を通すことができる外科手術用スコープデバイス（例えば、内視鏡）により、標的部位に送り届けることができる。これにより低侵襲治療が可能になり、これは患者の死亡率を下げ、術中及び術後の合併症率を下げることができる。

超音波内視鏡ガイド下高周波切除を使用して、膵臓の組織を治療する手法が知られている（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）。この手法では、小径（例えば、０．３３ｍｍ）を有する導電性ワイヤが、超音波対応の内視鏡のワーキングチャネルを通して挿入される。ワイヤには、肝臓や膵臓の組織を凝固させるために、患者の皮膚と接触している外部接地されたリターンパッドと組み合わせて、ＲＦ電力が印加される。病変を切除するには、９０～１２０秒の間電力を印加し、場合によっては、ワイヤを取り外して再配置する必要がある。

最も一般的には、本発明は、電磁エネルギを生体組織に供給するための放射先端部分を有する電気外科用デバイスであって、電気外科用デバイスがカテーテル内に配置される、電気外科用デバイスを提供する。電気外科用デバイスは、放射先端部分が露出される展開位置と、放射先端部分がカテーテルの中に含まれる引込位置との間で、カテーテルに対して移動可能である。このようにして、放射先端部分は、それが使用される瞬間まで引っ込めておくことができる。これにより、外科手術用スコープデバイスの機器チャネルからのデバイスの挿入が容易になり得る。具体的には、デバイスが機器チャネルに挿入されたときに、機器チャネル及び／または放射先端部分の損傷を引き起こし得る、放射先端部分が機器チャネルに引っかかることを防止することができる。

この構成は、放射先端部分が引込位置にある状態で、デバイスを十二指腸壁に隣接して配置することができるので、膵臓の腫瘍の治療に特に有益であり得る。その後、放射先端部分を露出させて十二指腸壁を貫通させ、膵臓に侵入し、そこで電磁エネルギを供給して、標的組織を切除することができる。放射先端部分は、膵臓への挿入に適した寸法となっ
ていて、既知のＲＦ切除手法に代わる迅速かつ正確な手法を提供し得る。

本発明は、特に膵臓での使用が考えられ得るが、肺や肝臓など、他の困難な治療部位での使用にも適している可能性がある。

本発明の第１の態様によれば、内部を延在する管腔を有する可撓性カテーテルであって、カテーテルが、外科手術用スコープデバイスの機器チャネルを通して挿入可能であるように寸法決めされている、可撓性カテーテルと、管腔内に配置された電気外科用デバイスであって、マイクロ波エネルギを伝達するように構成された可撓性同軸ケーブルと、マイクロ波エネルギを受け取るために同軸ケーブルの遠位端に接続された放射先端部分であって、放射先端部分が、可撓性同軸ケーブルよりも小さい外径を有し、放射先端部分が、マイクロ波エネルギを伝達するための近位同軸伝送線路と、近位同軸伝送線路の遠位端にある遠位針先端であって、遠位針先端が、マイクロ波エネルギを生体組織に放射するように構成されている、遠位針先端と、を備える、放射先端部分と、を備える、電気外科用デバイスと、を備える、電気外科用機器であって、電気外科用デバイスが、遠位針先端がカテーテルの遠位端を越えて突出する展開位置と、遠位針先端部分がカテーテルの中に含まれる引込位置との間を、管腔内で、長手方向に移動可能である電気外科用機器が提供される。

この構成により、不使用時には放射先端部分をカテーテル内に引っ込めることができる。このようにして、機器の操作を容易にするために、放射先端部分が引込位置にある状態で、機器を所定の位置に操作することができる。放射先端部分は同軸ケーブルよりも外径が小さいため、外科手術用スコープデバイスの機器チャネル、または組織に引っかかる可能性が高い。機器が操作されている間、放射先端部分を引込位置に保つことで、放射先端部分のそのような引っかかりを回避することができる。

電気外科用デバイスは、好適な作動機構を用いて、カテーテルの管腔に沿って移動させることができる。電気外科用デバイスが展開位置にあるとき、放射先端部分の全部または一部が、カテーテルの遠位端を越えて突出することがある。電気外科用デバイスが引込位置にあるとき、遠位針先端は、カテーテルの遠位端を越えて突出しないように、カテーテルの内部に配置され得る。電気外科用デバイスを遠位方向に移動させて、電気外科用デバイスを展開位置に移動させることができ、電気外科用機器を近位方向に移動させて、電気外科用デバイスを引込位置に移動させることができる。

カテーテルは、柔軟な生体適合性材料で作られた管によって形成されていてもよい。例えば、カテーテルは、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）またはＰＴＦＥの管で作られてもよい。別の実施例として、カテーテルは、ポリエーテルブロックアミド（例えばＰｅｂａｘ（登録商標））材料で作られていてもよい。カテーテルは、組織がカテーテルに付着するのを防ぐために、非粘着性材料（例えばＰＴＦＥ）で作られているか、またはコーティングされていてもよい。外科手術用スコープデバイスの機器チャネル内に収まるように、カテーテルの外径は、２．０ｍｍ以下とすることができる。

管腔は、カテーテルを通って延在する長手方向の通路であり得る。管腔は、電気外科用デバイスを受け入れ、通過させることができるように寸法決めされ得る。

可撓性同軸ケーブルは、マイクロ波エネルギを受け取るための、近位端で電気外科手術用発生器に接続可能な従来の低損失同軸ケーブルであり得る。同軸ケーブルは、誘電材料によって外部導体から分離された中心導体を有し得る。同軸ケーブルは、ケーブルを絶縁し、保護するための外部保護シースをさらに含んでいてもよい。いくつかの実施例では、保護シースは、管腔に沿った同軸ケーブルの移動を容易にするために、非粘着性材料で作
られ得るか、またはコーティングされ得る。放射先端部分は、同軸ケーブルの遠位端に位置し、同軸ケーブルに沿って伝達されるマイクロ波エネルギを受け取るように接続されている。

近位同軸伝送線路は、同軸ケーブルの遠位端に接続されていて、同軸ケーブルによって伝達されるマイクロ波エネルギを受け取る。近位同軸伝送線路は、同軸ケーブルの中心導体に電気的に接続された内部導体を有し得る。近位同軸伝送線路はさらに、内部導体の周りに配置された近位誘電体スリーブと、近位誘電体スリーブの周りに形成された外部導体とを有し得る。近位同軸伝送線路の外部導体は、同軸ケーブルの外部導体に電気的に接続され得る。

近位同軸伝送線路で使用される材料は、同軸ケーブルに使用される材料と同じであっても異なっていてもよい。近位同軸伝送線路で使用される材料は、近位同軸伝送線路の所望の可撓性及び／またはインピーダンスをもたらすように選択されてもよい。例えば、近位同軸伝送線路の誘電材料は、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されてもよい。

近位同軸伝送線路の構成要素の寸法は、可撓性同軸ケーブルのインピーダンスと同一か、またはそれに近いインピーダンス（例えば、約５０Ω）を提供するように選択され得る。内部導体は、高導電性の材料、例えば、銀または銅から形成され得る。近位同軸伝送線路の内部導体は、同軸ケーブルの中心導体よりも小さい外径を有し得る。これにより、放射先端部分の曲げが容易になり得る。

遠位針先端は、近位同軸伝送線路の遠位端に形成されている。遠位針先端は、近位同軸伝送線路からマイクロ波エネルギを受け取り、そのエネルギを標的組織に供給するように構成されたエミッタ構造を含み得る。エミッタ構造は、供給されるエネルギの種類や、所望の治療法に基づいて選択することができる。例えば、エミッタ構造は、マイクロ波エネルギを周囲の組織に放射して組織切除を行うための単極または双極のマイクロ波アンテナを含み得る。他の実施例では、エミッタ構造は、高周波エネルギを標的組織に供給するように構成された一対のＲＦ電極を含み得る。そのような例では、同軸ケーブルは、高周波（ＲＦ）エネルギを電気外科用デバイスに供給するように構成され、それによって、電気外科用デバイスは、ＲＦエネルギを使用した切除、凝固、及び／または摘除を行うことができる可能性がある。いくつかの実施例では、エミッタ構造は、マイクロ波及び高周波エネルギの両方を（同時にまたは順次に）放出するように構成され得る。

上記のように、放射先端部分の外径は、同軸ケーブルの外径よりも小さい。より小さな直径の放射先端部分を使用することにより、放射先端部分を標的組織に挿入する際に生じる挿入口の大きさを小さくすることができる。これにより、出血を減らし、傷の治りを早めることが可能になり得る。例えば、これにより、デバイスが膵臓に挿入される際に十二指腸壁に開けられる挿入口の大きさを縮小することができる。本発明者らはまた、そのような構成が、挿入口の出血が問題となる可能性がある肝臓の腫瘍の治療に有益であることを見出した。

また、放射先端部分の外径を同軸ケーブルよりも小さくすることにより、放射先端部分が同軸ケーブルよりも可撓性を持つようにしてもよい。それによって、例えば、デバイスを、急な曲がりの近くに誘導する必要がある場合など、遠位針先端を所望の場所に誘導することが容易になり得る。したがって、本発明は、熱損失の影響を低減するために比較的大きな外径の同軸ケーブルを使用することと、柔軟性を向上させ、挿入時の組織損傷を低減するために比較的小さな直径の放射先端部分を使用することとをうまく両立させる。

遠位針先端は、マイクロ波エネルギを遠位針先端から生体組織に供給するための半波長変成器として動作するように構成され得る。遠位針先端を半波長変成器として構成することの利点は、構成要素間の境界面、例えば、同軸ケーブルと近位同軸伝送線路との間、及び近位同軸伝送線路と遠位針先端との間の反射を最小限に抑えることであり得る。後者の境界面での反射係数は、インピーダンスの変動が大きいため、通常は大きくなる。半波長構成は、支配的な反射係数が近位同軸伝送線路と組織との間の境界面の反射係数になるように、これらの反射を最小化し得る。近位同軸伝送線路のインピーダンスは、マイクロ波エネルギの周波数で良好な整合を提供するために、予想される組織インピーダンスと同一またはそれに近いものとなるように選択することができる。

カテーテルは、その遠位端に狭窄通路を含み得、狭窄通路が、放射先端部分の通過を可能にし、可撓性同軸ケーブルの通過を禁止するように寸法決めされている。一実施例では、狭窄通路は、カテーテルの遠位端に取り付けられたプラグを通って延在していてもよい。プラグは、組織及び／または流体が治療部位からカテーテルに入るのを防ぐように作用し得る。さらに、狭窄通路は、デバイスが引込位置と展開位置との間を移動する際に、放射先端部分を誘導するのに役立つ可能性がある。これにより、放射先端部分の正確な位置決めが可能になり得、それによって、遠位針先端を標的治療部位に誘導することが容易になり得る。狭窄通路は、機器の長手方向軸と整列させて、長手方向軸の周りに放射先端部分を集中させることができる。プラグは、プラグと放射先端部分との間の短絡を回避するために、絶縁材（例えばＰＥＥＫ）で作られ得る。

プラグは、カテーテルの遠位端の開口部を覆うことができ、例えば、プラグは、カテーテルの遠位端のキャップであってもよい。狭窄通路は、放射先端部分は通過できるが、より大きな直径の同軸ケーブルは通過できないような寸法になっていてもよい。このようにして、狭窄通路は、管腔に沿った電気外科用デバイスの遠位方向への移動を制限するように作用し得る。これにより、同軸ケーブルがカテーテルの遠位端を越えて押されるのを防ぐことができ、同軸ケーブルの直径が大きくなることによる怪我を防ぐことができる。

いくつかの実施形態では、狭窄通路は、電気外科用デバイスが展開位置から引込位置に移動する際に、放射先端部分から生体組織を除去するためのリップを含み得る。例えば、リップは、放射先端部分がカテーテル内に引っ込められたときに、放射先端部分から組織を削り取るように構成され得る。これにより、カテーテルを汚染したり、（例えば、管腔に沿った電気外科用デバイスの動きを制限することにより）機器の誤作動を引き起こしたりする可能性がある組織が、カテーテル内に巻き込まれるのを防ぐことができる。リップは、通路の遠位開口部に配置されていてもよく、例えば、リップは、通路の遠位開口部の周囲に配置されていてもよい。このようにして、組織が通路に入るのを防ぐことができる。リップは、通路の開口部周辺の鋭利なエッジであってもよい。

カテーテルの遠位面は丸みを帯びていてもよい。例えば、プラグの遠位端面は、丸みを帯びていてもよく、例えば、半球形またはドーム型であってもよい。丸みを帯びた表面は、カテーテルの遠位端周辺に鋭いエッジが存在することを回避し得る。これにより、外科手術用スコープ機器のワーキングチャネルに機器を挿入しやすくなり得る。特に、ワーキングチャネルの曲がりを通して機器を移動させるのが容易になる可能性がある。

遠位針先端は、引込位置にあるとき、狭窄通路に保持され得る。例えば、狭窄通路の近位開口部は、カテーテルの内側に配置することができ、狭窄通路の近位開口部と狭窄通路の遠位開口部との間の距離が、遠位針先端の長さよりも大きくてもよい。言い換えれば、狭窄通路の長さは、遠位針先端の長さよりも長くなってもよい。このようにして、放射先端部分が引込位置にあるときに、遠位針先端は、狭窄通路内に完全に含まれ得る。狭窄通路は、カテーテルの遠位部内に含まれたプラグの本体部分に画定されてもよい。

近位同軸伝送線路は、例えば、近位同軸伝送線路の外部導体のために、遠位針先端よりも大きな外径を有し得る。結果として、遠位針先端と近位同軸伝送線路との間の境界面に、リップまたは段差が生じ得る。狭窄通路を遠位針先端より長くすることにより、デバイスが引込位置にあるときに、遠位針先端と近位同軸伝送線路との間の境界面のリップを狭窄通路の内側に位置させることができる。このようにして、デバイスが引込位置から展開位置に移動する際に、狭窄通路の近位開口部にリップが引っかかることが防止される。

プラグ内の通路の近位開口部は、外側に向かって広がっていてもよく、例えば、近位開口部の直径は、近位方向に増加してもよい。このようにして、通路の近位開口部は、放射先端部分を通路に導く漏斗として機能し得る。これにより、電気外科用デバイスを管腔に沿って移動させることが容易になり得、放射先端部分が通路の近位開口部に引っかかることを回避することができる。

いくつかの実施形態では、プラグは、カテーテルの内側に配置された本体部分を含み得、本体部分は、プラグをカテーテルに固定するための突出部を備える。このようにして、接着剤を使用せずに、プラグを、カテーテルの遠位端に取り付けることができる。ただし、場合によっては、プラグをカテーテルに、より確実に固定するために、接着剤を使用することもある。突出部は、例えば、カテーテルに対して外向きに押し付けて、プラグをカテーテル内の所定の位置に保持するように配置された、バルジまたはバーブであってもよい。プラグの本体部分をカテーテルに押し込むことによって、プラグを、カテーテルの遠位端に取り付けることができる。このようにして、プラグとカテーテルの遠位端との間に「押込ばめ（ｐｕｓｈ－ｆｉｔ）」接続を形成することができる。

遠位針先端は、その遠位端に尖端を含み得る。尖端は、ジルコニアやセラミックなどの硬い絶縁材で作られていてもよい。ジルコニアは剛性のある誘電材料であり、先細りにすることができるため、尖端としての使用に特に適している場合がある。尖端は、組織を貫通するのに役立ち、放射先端部分の標的組織への挿入を容易にし得る。

遠位針先端は、中心導電性要素の周りに遠位誘電体スリーブを備えてもよく、尖端は、遠位誘電体スリーブの遠位端の内腔に固定されていてもよい。尖端は、遠位誘電体スリーブの遠位端に配置された本体を含んでもよく、尖端の本体は、本体を内腔内に固定するための突出部を含んでもよい。このようにして、尖端は、遠位誘電体スリーブの遠位端で内腔内に保持され得る。尖端の本体を遠位誘電体スリーブの内腔に設けることにより、尖端を所定の位置に確実に保持することができる。突出部は、例えば、内腔の壁に対して外向きに押し付けて、本体を内腔内の所定の位置に保持するように構成されたバルジまたはバーブであってもよい。尖端は、遠位先端の本体を内腔に押し込むことによって、遠位誘電体スリーブの遠位端に取り付けることができる。このようにして、「押込ばめ」接続が、尖端と遠位誘電体スリーブとの間に形成され得る。この構成により、尖端を接着剤なしで遠位誘電体スリーブに取り付けることが可能になり得る。しかし、場合によっては、尖端をさらに確実に固定するために、接着剤を使用してもよい。

尖端は、遠位誘電体スリーブよりも高い剛性を有する誘電材料で作られていてもよい。これにより、尖端をより鋭くして、組織の刺し通しを容易にすることが可能になり得る。

近位同軸伝送線路は、誘電体スリーブによって外部導体から分離された内部導体を含むことができ、内部導体は、外部導体の遠位端を越えて突出する遠位部を含み、遠位針先端は、内部導体の遠位部の一部を含む。したがって、遠位誘電体スリーブは、上記の中心導電性要素を形成する内部導体の周りにあってもよい。

遠位誘電体スリーブは、近位同軸伝送線路の誘電材料と比較して、同じ材料または異なる材料で作製してもよい。遠位誘電体スリーブは、近位同軸伝送線路の誘電材料よりも高い剛性を有し得る。遠位誘電体スリーブの剛性を高くすると、遠位針先端を標的組織に挿入しやすくなり得、一方、近位同軸伝送線路の剛性を低くすると、放射先端部が曲げやすくなり得る。これにより、狭く曲がりくねった通路を通して機器を誘導することが可能になり得、一方、引き続き機器を標的組織に挿入することが可能である。例えば、近位同軸伝送線路の誘電材料は、可撓性のある誘電材料（例えばＰＴＦＥ）でできていてもよく、遠位誘電体スリーブは、例えばセラミック、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）またはガラス充填ＰＥＥＫでできていてもよい。

いくつかの実施形態では、尖端は、長手方向に対して第１の先細り角度で先細りになっている近位部と、長手方向に対して第２の先細り角度で先細りになっている遠位部とを有していてもよく、第１の先細り角度は第２の先細り角度よりも小さい。尖端の遠位部の先細り角度を大きくすることで、尖端の壊れやすさを軽減することができる。これにより、尖端から微粒子が脱落して体内に残る可能性を減らすことができる。

近位同軸伝送線路の外部導体は、ニチノールで作られていてもよい。例えば、外部導体は、ニチノール管で形成されてもよい。本発明者らは、ニチノールが、十二指腸壁を貫通する力を伝達するのに十分な長手方向の剛性を有することを見出した。さらに、ニチノールの柔軟性は、放射先端部分の曲げを容易にすることができるため、狭い曲がった通路を通して機器を誘導することができる。したがって、ニチノールの外部導体を形成することで、膵臓の腫瘍を治療するための機器の使用が容易になり得る。

放射先端部分は、同軸ケーブルに、それらの間の接合部を覆って取り付けられたカラーによって固定され得、カラーは丸みを帯びた遠位面を有する。カラーは、同軸ケーブルの遠位端と近位同軸伝送線路の近位端との間の境界面に配置することができる。カラーの遠位面は、カラーの前向きの表面、すなわち、機器の遠位端の方を向く表面であり得る。丸みを帯びた遠位面を備えたカラーを設けることにより、同軸ケーブルと近位同軸伝送線路との間の境界面で、鋭いエッジを回避することができる。これにより、電気外科用デバイスが管腔に沿って動かされる際の、電気外科用デバイスとカテーテルとの間の摩擦が低減し得る。これにより、例えば、機器が反り返っている場合（例えば、カテーテルに曲がりがある場合）、管腔に沿って電気外科用デバイスを移動させることが容易になり得る。

いくつかの実施形態では、カラーは、導電性であってもよく、近位同軸伝送線路の外部導体と同軸ケーブルの外部導体とを電気的に接続してもよく、誘電体スペーサは、放射先端部分と同軸ケーブルとの間の接合部に取り付けられてもよく、誘電体スペーサは、近位同軸伝送線路の内部導体とカラーとの間に配置されている。例えば、誘電体スペーサは、境界面に取り付けられ、内部導体の近位端の周りに配置された絶縁ワッシャであってもよい。これにより、同軸ケーブルと放射先端部分との間の境界面で短絡が発生する危険性が軽減され、接合部の電気的安全性が向上する可能性がある。

放射先端部分の長さは、１４０ｍｍ以上であり得る。電気外科用機器に通常使用される同軸ケーブル（例えばＳｕｃｏｆｏｒｍ ８６同軸ケーブル）は、ケーブルの長手方向の動作を可能にするため、多くの場合、厚く錫メッキを施した外装を有している。ただし、これでは同軸ケーブルが比較的硬くなってしまい、同軸ケーブルを曲げるのに大きな力が必要になる。そのため、カテーテルの屈曲部を通してデバイスを移動させる際に、大きな摩擦が発生する場合があり、デバイスの正確な制御を妨げ得る。放射先端部分は、同軸ケーブルと比較してより大きな柔軟性を有し得るので、長い放射先端部分を有すると、その遠位端の近くでの機器の曲げを容易にし得る。放射先端部分を１４０ｍｍ以上にすることにより、カテーテルの曲がった遠位部を通して同軸ケーブルを動かす必要を回避すること
が可能になり得る。これにより、例えば、カテーテルの遠位部が反り返っている場合には、放射先端部分を展開することが容易になる。この構成は、機器の遠位部を反り返らせる必要がある可能性のある膵臓での使用に特に有益であり得る。

放射先端部分は、その外面に非粘着性材料を有し得る。例えば、外側シースは、放射先端部分の近位部の上に配置され得、外側シースは、非粘着性材料で作られているか、またはコーティングされている。これにより、管腔と放射先端部分との間の摩擦を減らすことで、管腔に沿って電気外科用デバイスを移動させることが容易になり得る。この構成は、長い放射先端部分（例えば、１４０ｍｍ以上）と組み合わせると、放射先端部分を、反り返ったカテーテルの遠位部に通して移動させるのを容易にし得るので、特に有益であり得る。外側シースはまた、放射先端部分の有効外径を増加させるのに役立ち得、それによって、管腔内での放射先端部分の横方向の動きを減少させることができる。これにより、放射先端部分の位置決め精度が向上し得る。場合によっては、外側シースが同軸ケーブルの全部または一部に延在して、同軸ケーブルと管腔との間の摩擦を低減させることがある。

いくつかの実施形態では、外側シースはＰＴＦＥで作られていてもよい。例えば、外側シースは、放射先端部分の近位部の周りに配置されたＰＴＦＥの管であってもよい。

同軸ケーブルの近位部は、硬質補強要素に固定することができる。補強要素は、同軸ケーブルの近位部の長手方向の剛性を高めるのに役立つ可能性がある。これにより、電気外科用デバイスを管腔に沿って移動させるために、同軸ケーブルの近位端に力（例えば、押す力または引っ張る力）を加えることが容易になり得る。これにより、管腔内での電気外科用デバイスの位置の制御が改善される可能性がある。補強要素は、同軸ケーブルの近位部の外面に配置されていてもよい。

いくつかの実施形態では、補強要素は、同軸ケーブルの近位部の外面に配置された硬質管であってもよい。硬質管は、同軸ケーブルよりも長手方向の剛性が高くてもよい。例えば、硬質管は、金属（例えば、ステンレス鋼）管であってもよい。

管腔の近位部が、同軸ケーブルの近位部を受け入れるために、管腔の遠位部よりも大きな直径を有していてもよい。同軸ケーブルの近位部の外径は、補強要素のために、同軸ケーブルの遠位部の外径よりも大きくてもよい。より大きな直径の近位部を有するカテーテルを有することにより、同軸ケーブルの近位部が、補強要素によって引き起こされる追加の摩擦なしで、カテーテル内をスライドすることが可能になり得る。

いくつかの実施形態では、カテーテルは、その遠位端に先細部分を含んでもよく、先細部分は、その近位端における第１の直径から、その遠位端におけるより小さい第２の直径へと先細にされてもよく、第２の直径は、放射先端部分の外径よりも大きく、同軸ケーブルの外径よりも小さい。このようにして、先細部分は、放射先端部分の通過を可能にし得、その結果、放射先端部分は、カテーテルの遠位端を越えて突出し得る。対照的に、先細部分は、（放射先端部分よりも大きな直径を有する）同軸ケーブルが先細部分を通して押されるのを防ぐのに役立ち得、これにより、同軸ケーブルがカテーテルの遠位端を越えて、誤って露出されるのを防ぐことができる。

場合によっては、先細部分は、カテーテルの遠位開口部を画定してもよく、その場合、遠位開口部の直径が、第２のより小さな直径である。このように、電気外科用デバイスが展開位置にあるとき、放射先端部分は、先細部分の遠位開口部を通って突出し得る。したがって、先細部分は、上記のプラグと同様の機能を果たし得る。先細部分は、例えば、機器の構造を単純化するために、カテーテルの遠位端にあるプラグの代替として使用することができる。場合によっては、プラグは先細部分と組み合わせてもよく、例えば、プラグ
は先細部分の遠位開口部に取り付けられてもよい。

いくつかの実施形態では、近位同軸伝送線路の内部導体が、第１の導電材料で作られた内部コアと、第１の導電材料よりも高い導電性を有する第２の導電材料で作られた外部導電性コーティングとで形成され得る。第１の導電材料は、第２の導電材料よりも高い剛性を有し得る。これにより、放射先端部分の長手方向の剛性が高まり、それによって例えば組織を貫通するために、放射先端部分に沿って力を伝えやすくなり得る。例えば、内部コアはステンレス鋼で作られていてもよく、外部導電性コーティングは銀で作られていてもよい。

本発明の第２の態様によれば、カテーテルの管腔に沿った電気外科用デバイスの動きを制御するためのハンドピースであって、ハンドピースの遠位端を、外科手術用スコープデバイスの機器ポートに接続するためのコネクタを有する第１の部分と、第１の部分に接続され、第１の部分の長手方向に移動可能な第２の部分であって、第２の部分が、カテーテルの近位端を保持するためのホルダを有し、それにより、第２の部分と第１の部分との間の相対運動が、ハンドピースの遠位端から延在するカテーテルの長さを制御するように構成されている、第２の部分と、第２の部分に接続され、第２の部分の長手方向に移動可能な第３の部分であって、第３の部分が、カテーテルの管腔内を搬送される同軸ケーブルの近位端を受け入れるように構成された同軸コネクタを有し、それにより、第３の部分と第２の部分との間の相対運動が、カテーテル内の同軸ケーブルの相対位置を制御するように構成されている、第３の部分と、を備える、ハンドピースが提供される。

本発明の第２の態様のハンドピースは、カテーテル内の電気外科用デバイスの位置を制御するために、本発明の第１の態様の電気外科用機器と共に使用することができる。本発明の独立した態様は、第１の態様の電気外科用機器と、カテーテル内の電気外科用デバイスの位置を制御するように構成された、第２の態様のハンドピースとを含む電気外科装置を提供することができる。

有利には、本発明の第２の態様のハンドピースは、カテーテル内の電気外科用デバイスの位置とは無関係に、カテーテルの長さを調節できるようにする。このようにして、カテーテルの長さが、外科手術用スコープデバイスの機器チャネル内に適合するように調節され得る。

使用時には、電気外科用機器のカテーテルの近位端が、第２の部分のホルダに保持され得る。このようにして、カテーテルの位置が、第２の部分に対して固定され得る。第２の部分は、第１の部分に対する第２の部分の位置を固定するための固定機構を含み得る。固定機構は、例えば、カテーテルの近位端を保持して、それを所定の位置に固定するためのクリップ、クランプ、または何か他の好適な機構を含み得る。

同軸ケーブルの近位端は、第３の部分の同軸コネクタに接続され得る。このようにして、同軸ケーブル（したがって電気外科用デバイス）の位置が、第３の部分に対して固定され得る。例えば、同軸ケーブルは、その近位端に、第３の部分の同軸コネクタと結合するように構成されたコネクタを含み得る。あるいは、同軸ケーブルは、例えば、はんだ付け及び／または溶接された電気接続を介して、第３の部分の同軸コネクタに直接接続されてもよい。第３の部分の同軸コネクタは、例えば、ネジまたは接着剤を介して、第３の部分の本体に固定されてもよい。同軸コネクタは、例えばインタフェースケーブルを介して電気外科手術用発生器に接続することができて、発生器から電磁エネルギを受け取り、それを同軸ケーブルに伝達する。

第１の部分は、外科手術用スコープデバイスの機器チャネルの入力ポートに対して、ハ
ンドピースを固定する働きをする。第１の部分のコネクタは、外科手術用スコープデバイスの対応するコネクタと結合するように構成されてもよい。例えば、コネクタは、ハンドピースと機器チャネルとの間に漏れのない接続を形成できるようにし得るルアーコネクタであり得る。コネクタは、例えば、クランプまたはネジ接続を介して、ハンドピースを外科用デバイスに固定するための機構を含み得る。

使用中、ハンドピースから突出するカテーテルの長さを調節するために、第２の部分を第１の部分に対して移動させることができる。第１のセクションが外科手術用スコープデバイスの機器チャネルに対して固定され、カテーテルが第２の部分に対して固定されているので、第２の部分を第１の部分に対して動かすことで、機器チャネル内のカテーテルの長さを制御することができる。このようにして、カテーテルの長さが、器具チャネルに適合するように調節され得る。

カテーテルの長さが調節されたら、カテーテルの管腔に沿って電気外科用デバイスを移動させるために、第３の部分を第２の部分に対して移動させることができる。カテーテルの位置が第２の部分に対して固定され得、電気外科用デバイスの位置が第３の部分に対して固定され得るので、第３の部分を第２の部分に対して移動させると、カテーテルの管腔に沿って電気外科用デバイスが移動し得る。このようにして、管腔内の電気外科用デバイスの位置を、第３の部分を第２の部分に対して移動させることによって制御することができる。

上記のように、第２の部分は、第１の部分に対する第２の部分の位置を固定するための固定機構を含み得る。このようにして、カテーテルの長さが所望の長さに調節されると、固定機構を使用して第１の部分に対する第２の部分の位置を固定することによって、カテーテルの長さが固定され得る。固定機構は、第１の部分に対する第２の部分の位置を可逆的に固定するための任意の好適な機構であり得る。例えば、固定機構としては、第２の部分を第１の部分に固定するためのネジ、または第２の部分を第１の部分にクランプするためのクランプが含まれ得る。

第２の部分は、第２の部分の長手方向に移動可能なリミッタを含み得、リミッタは、第２の部分に対する第３の部分の動きを制限するように構成されている。したがって、第２の部分に対する第３の部分の所望の可動域を設定するために、リミッタの位置を調節することができる。このことは、放射先端部分がカテーテルの遠位端を越えて露出され得る程度を制限するのに役立ち得る。これにより、放射先端部分を誤って押し出しすぎてしまい、健康な組織に損傷を与えることを回避できる。リミッタは、例えば、第３の部分が遠位方向に移動するときに第３の部分に当接して、第３の部分が遠位方向にさらに動くのを阻止するように配置される停止面を有し得る。リミッタは、第２の部分の表面に設けられたスライダであってもよい。リミッタは、第２の部分の長手方向に沿った所望の位置にリミッタを固定するための固定機構（例えば、ネジまたはクランプ）を含み得る。

いくつかの実施形態では、第２の部分は、第１のマーカセットに対するリミッタの位置に基づいて、管腔に沿った電気外科用デバイスの最大可動域を表示するように配置された第１のマーカセットを含み得る。このようにして、管腔に沿った電気外科用デバイスの所望の可動域を、リミッタを第２の部分上の対応するマーカに移動させることによって設定することができる。これにより、ユーザが放射先端部分の正確な位置を決定することが困難な場合であっても、所望の可動域を設定しやすくすることができる。例えば、マーカは、第３の部分がリミッタに当接したときに、カテーテルから突出する放射先端部分の長さを表示するものであってもよい。

いくつかの実施形態では、第１の部分は、第２のマーカセットに対する第２の部分の位
置に基づいて、機器チャネル内のカテーテルの長さを表示するように配置された第２のマーカセットを含み得る。このようにして、ユーザは、第２の部分を第１の部分上の対応するマーカに移動させることによって、カテーテルの長さを調節することができる。これにより、カテーテルが機器チャネル内にあるときにカテーテルの長さを決定することが困難な場合であっても、カテーテルの長さを所望の長さに調節することが容易になり得る。

いくつかの実施形態では、第１の部分及び第２の部分は入れ子状に配置され得、第２の部分は第１の部分の長手方向にスライド可能である。例えば、第１の部分及び第２の部分は、管状の同心体を有し、その一方が他方にスライドするように配置されていてもよい。場合によっては、第２の部分及び第３の部分は入れ子状に配置され得、第３の部分は第２の部分の長手方向にスライド可能である。例えば、第１の部分及び第２の部分は、管状の同心体を有し、その一方が他方にスライドするように配置されていてもよい。入れ子式の構成は、ハンドピースのコンパクトなデザインを提供し得る。

上記で論じた電気外科用機器及びハンドピースは、完全な電気外科的システムの一部であってもよい。例えば、電気外科的システムは、マイクロ波エネルギ及び／または高周波エネルギを供給するように構成された電気外科手術用発生器と、患者の体内に挿入するための可撓性挿入コードを有する外科手術用スコープデバイスであって、可撓性挿入コードが、その長手方向に伸びている機器チャネルを有する、外科手術用スコープデバイスと、本発明の第１の態様による電気外科用機器であって、電気外科用機器が、機器チャネル内に適合するように寸法決めされている、電気外科用機器と、本発明の第２の態様によるハンドピースであって、電気外科用機器のカテーテルの近位端がホルダに保持され、電気外科用機器の同軸ケーブルの近位端が同軸コネクタに受け入れられ、同軸コネクタがマイクロ波エネルギ及び／または高周波エネルギを受け取るために電気外科手術用発生器に接続される、ハンドピースと、を備え得る。

本明細書では、用語「外科手術用スコープデバイス」は、侵襲的処置の間に患者の体内に導入される剛性または可撓性の（例えば、操向可能な）導管である挿入管を備えた任意の外科手術用デバイスという意味で使用し得る。挿入管は、機器チャネルと（例えば、光を伝えて挿入管の遠位端で治療部位に光を当て、及び／またはその治療部位の画像を捕捉するための）光チャネルとを含み得る。機器チャネルは、侵襲的な手術道具を受け入れるのに適した直径を有し得る。機器チャネルの直径は５ｍｍ以下であり得る。本発明の実施形態では、外科手術用スコープデバイスは、超音波対応の内視鏡であり得る。

本明細書において、用語「内側」とは、機器チャネル及び／または同軸ケーブルの中心（例えば軸）に対して半径方向に、より近いことを意味する。用語「外側」とは、機器チャネル及び／または同軸ケーブルの中心（軸）から半径方向に、より離れていることを意味する。

本明細書では、用語「導電性」は、文脈による別段の指示がない限り、電気伝導性という意味で使用される。

本明細書では、用語「近位」及び「遠位」とは、細長いプローブの端のことをいう。使用の際に、近位端は、ＲＦ及び／またはマイクロ波エネルギを供給するための発生器により近く、その一方で遠位端は発生器からより遠い。

本明細書では、「マイクロ波」は、４００ＭＨｚ～１００ＧＨｚの周波数範囲を指すために広く使われ得るが、好ましくは１ＧＨｚ～６０ＧＨｚの範囲を指す。マイクロ波ＥＭエネルギの好ましいスポット周波数には、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、及び２４ＧＨｚが含まれる。５．８ＧＨ
ｚが好ましい場合がある。デバイスは、これらのマイクロ波周波数のうちの複数の周波数でエネルギを供給し得る。

「高周波」または「ＲＦ」という用語は、３００ｋＨｚ～４００ＭＨｚの周波数を示すために使用される場合がある。

以下、添付の図面を参照しながら、本発明の実施形態について説明する。

本発明の実施形態である電気外科的システムを示す概略図である。 ａ及びｂは、本発明の実施形態である電気外科用機器の概略断面図を示し、ａでは本機器の電気外科用デバイスは引込位置にあり、ｂでは本機器の電気外科用デバイスは展開位置にある。 図２ａ及び図２ｂの電気外科用機器の斜視図である。 図２ａ及び図２ｂの電気外科用機器の斜視図であり、本機器の内部構造を明らかにするために、本機器のカテーテルが省略されている。 図２ａ及び図２ｂの電気外科用機器の斜視図である。 本発明の実施形態の電気外科用機器の一部分である電気外科用デバイスの概略側面図である。 本発明の実施形態の電気外科用機器の一部分である電気外科用デバイスの概略側面図である。 本発明の実施形態である電気外科用機器の遠位針先端の概略断面図を示す。 本発明の実施形態である電気外科用機器の遠位針先端の概略図を示す。 ａ及びｂは、電気外科用機器のそれぞれの実施例が、反り返った機器チャネルを通して挿入される場合の変形を示す概略断面図である。 本発明の実施形態であるハンドピースの概略断面図を示す。 図１０のハンドピースの斜視図を示し、図１１では、ハンドピースの構成要素の一部が省略されて、ハンドピースの内部構造が示されている。 図１０のハンドピースの斜視図を示す。 ａ及びｂは、それぞれ、遠位針を引込位置及び伸長（展開）位置にした図１０のハンドピースの平面図を示す。 本発明の実施形態である電気外科用機器の一部であるカテーテルの断面図である。 本発明の別の実施形態である電気外科用機器の一部であるカテーテルの断面図である。

詳細な説明、更なる選択肢と好適例
図１は、侵襲的電気外科用機器の遠位端にマイクロ波エネルギ及び／または高周波エネルギを供給することができる電気外科切除装置１００の概略図である。システム１００は、マイクロ波エネルギ及び高周波エネルギを制御可能に供給するための発生器１０２を備える。この目的のために好適な発生器が、参照により本明細書に組み込まれるＷＯ２０１２／０７６８４４に記載されている。発生器は、供給に適切な電力レベルを判定するために、機器から返されて受け取った反射信号を監視するように構成され得る。例えば、発生器は、最適な供給電力レベルを判定するために、機器の遠位端で見込まれるインピーダンスを計算するように構成されてもよい。

発生器１０２は、インタフェースケーブル１０４によってハンドピース１０６に接続されている。他の実施例（図示せず）では、ハンドピース１０６は、例えば、電気外科用機器の遠位端に流体を搬送することが望まれる場合に、流体フローラインを介して、シリン
ジなどの流体供給デバイスに接続されることもある。

ハンドピース１０６は、電気外科用機器の長手方向（前後）の動きを制御するように動作可能な機器制御機構を収容する。ハンドピース１０６は、必要に応じて、１つ以上の制御ワイヤまたはプッシュロッドを作動させるための制御機構（例えば、引金）を収容する場合もある。ハンドピースの例については、図１０～１２を参照して、さらに詳細に後述する。ハンドピースの機能は、ハンドピース１０６の遠位端から出て、外科手術用スコープデバイスの機器チャネルの中を移送されるように寸法が決められた統合可撓性機器ケーブルに、発生器１０２からの入力と任意の他の入力とを集約することである。

ハンドピース１０６は、外科手術用スコープデバイス１１４の入力ポート１２８に接続されている。外科手術用スコープデバイス１１４は、いくつかの入力ポートと、機器コード１２０がそこから延びる出力ポートとを有する本体１１６を備える。機器コード１２０は、複数の管腔を取り囲む外装を備える。複数の管腔は、本体１１６から機器コード１２０の遠位端まで様々なものを移送する。複数の管腔のうちの１つは、機器ケーブルが延在する機器チャネルである。他の管腔としては、例えば、遠位端で照明を提供するために、または遠位端から画像を収集するために、光放射を伝達するためのチャネルと、超音波信号を伝達するための超音波信号チャネルとがあり得る。本体１１６は、遠位端を見ることができるようにする接眼鏡１２２または他の画像化デバイスを装備し得る。

超音波内視鏡デバイスは、一般的には、超音波信号チャネルの出射孔を越えて、機器コードの遠位先端に、超音波トランスデューサを備える。超音波トランスデューサからの信号は、好適なケーブル１２６によって、機器コードを伝わってプロセッサ１２４に伝達され戻されてもよく、プロセッサ１２４が、既知の方法で画像を生成し得る。機器チャネルは、機器チャネルから出る機器が超音波システムの視野内に向けて送り出されるように、機器コード内に成形されて、標的部位における機器の位置に関する情報を提供し得る。

統合可撓性機器ケーブルは、ハンドピース１０６の遠位端から出て、外科手術用スコープデバイス１１４の機器コード１２０内の機器チャネル内に受け入れられる。統合可撓性機器ケーブルは、外科手術用スコープデバイス１１４の機器チャネルを通過し、機器コード１２０の遠位端で（例えば、患者の内部へ）突出する形に作られた遠位部アセンブリ１１８（図１では縮尺どおりに描かれていない）を有する。

後述する遠位部アセンブリ１１８の構造は、特に超音波内視鏡（ＥＵＳ）デバイスとともに使うことを前提に設計されてもよく、それにより、遠位端アセンブリ１１８の最大外径は１．２ｍｍ以下、例えば１．０ｍｍ以下であり、電気外科用機器の長さは１．２ｍ以上にすることができる。

機器コード１２０の少なくとも遠位端の位置を制御できることが望ましい。本体１１６は、機器コード１２０中を延在する１本以上の制御ワイヤ（図示せず）により、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を備えてもよい。制御ワイヤは、機器チャネル内を移動することができ、またはそれ自体の専用チャネル内を移動することができる。制御アクチュエータは、レバーもしくは回転可能なノブ、またはその他知られている任意のカテーテル操作デバイスであってもよい。機器コード１２０の操作は、例えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像を組み合わせられた仮想３次元マップを使用して、ソフトウェアで支援してもよい。

本発明の実施形態による電気外科用機器２００が、図２ａ、２ｂ、３ａ、３ｂ、及び４に図示されている。電気外科用機器２００は、カテーテル２０４内に配置された電気外科用デバイス２０２を構成する統合機器ケーブルを備える。カテーテル２０４は、電気外科
用デバイス２０２が受け入れられる管腔を画定し、その管腔に沿って電気外科用デバイス２０２が移動可能である。電気外科用デバイス２０２は、図２ａに示す引込位置と、図２ｂに示す展開位置との間で、カテーテルに沿って移動可能である。図２ａ及び図２ｂは、電気外科用機器２００の概略断面側面図を示す。図３ａは、説明の目的で、カテーテル２０４の内部の電気外科用デバイス２０２を見せるために、カテーテル２０４が透明であるとして表示された機器２００の斜視図を示す。図３ｂは、説明の目的でカテーテル２０４が省略されている機器２００の斜視図を示す。図４は、電気外科用デバイス２０２が展開位置にある電気外科用機器の斜視図を示す。

電気外科用デバイス２０２は、図５及び図６で、さらに詳細に図示されている。電気外科用デバイス２０２は、可撓性同軸ケーブル２０６と、同軸ケーブル２０６の遠位端に接続された放射先端部分２０８とを備える。同軸ケーブル２０６は、マイクロ波及び高周波エネルギを伝達するのに適した従来の可撓性５０Ω同軸ケーブルであってもよい。この同軸ケーブルは、誘電材料によって分離された中心導体と外部導体とを含む。同軸ケーブル２０６は、マイクロ波及び／または高周波エネルギを受け取るために、近位端で発生器に、例えば発生器１０２に接続可能である。

放射先端部分２０８は、近位同軸伝送線路２１０と、近位同軸伝送線路２１０の遠位端に形成された遠位針先端２１２とを含む。近位同軸伝送線路２１０は、同軸ケーブル２０６から電磁エネルギを受け取り、その電磁エネルギを遠位針先端２１２に伝達するように、同軸ケーブル２０６の遠位端に電気的に接続されている。遠位針先端２１２は、受け取った電磁エネルギを標的の生体組織に供給するように構成されている。図示の実施例では、遠位針先端２１２は、マイクロ波エネルギを標的の生体組織に供給して、その標的組織を切除するための半波長変成器として構成されている。

近位同軸伝送線路２１０の内部導体２１４が、同軸ケーブル２０６の中心導体に電気的に接続されている。放射先端部分２０８は、同軸ケーブル２０６と放射先端部分２０８との間の接合部を覆って取り付けられたカラー２１６を介して、同軸ケーブル２０６に固定されている。カラー２１６は、導電材料（例えば真ちゅう）で作られており、同軸ケーブル２０６の外部導体を近位同軸伝送線路２１０の外部導体２１８に電気的に接続する。外部導体２１８は、ニチノールの管で形成されている。

カラー２１６は、同軸ケーブル２０６の遠位端に取り付けられるとともに、同軸ケーブル２０６の外部導体に電気的に接続される実質的に円筒形の本体２１９を含む。カラー２１６は、さらに、カラー２１６の本体２１９から近位同軸伝送線路２１０の外部導体２１８の近位端まで延在する遠位部２２０を含む。カラー２１６の遠位部２２０は、丸みを帯びた遠位面を備える。それにより、同軸ケーブル２０６と放射先端部分２０８との境界面に鋭いエッジが無いようにすることで、電気外科用デバイス２０２がカテーテル２０４に沿って移動する際の、電気外科用デバイス２０２とカテーテル２０４との間の摩擦を低減させ得る。これはまた、カテーテル２０４が、反り返っているときに、電気外科用デバイス２０２をカテーテル２０４に沿って移動させることを助長し得る。

放射先端部分２０８は、同軸ケーブル２０６よりも小さい外径を有する。これにより、放射先端部分２０８を同軸ケーブル２０６よりも曲げやすくすることが可能になり、それによって、放射先端部分２０８の曲げ、及び／または困難な治療部位への放射先端部分の誘導が容易になる可能性がある。放射先端部分２０８の外径を小さくすることで、放射先端部分２０８が組織に挿入される際に作られる挿入口の大きさを小さくすることもでき、それによって出血を最小限に抑え、治癒を促すことができる。好ましくは、放射先端部分は、１．２ｍｍ以下、例えば１．０ｍｍまたは０．９ｍｍの外径を有し得る。同軸ケーブル２０６は、約２．０ｍｍの外径を有し得る。

カテーテル２０４は、絶縁材（例えばＰＥＥＫまたはＰＴＦＥ）で作られた可撓管である。カテーテル２０４は、外科手術用スコープ機器のワーキングチャネルに挿入可能な寸法となっている。カテーテル２０４は、電気外科用デバイス２０２が受け入れられる管腔を画定し、その管腔に沿って電気外科用デバイス２０２が移動可能である。

カテーテル２０４の遠位端には、プラグ２２２が取り付けられている。プラグ２２２は、カテーテル２０４の遠位端の内側に配置される本体部分２２４を有する。本体部分２２４は、プラグ２２２をカテーテル２０４の遠位端に固定するために、本体部分２２４の外面に配置されたバーブ（またはバルジ）２２６を備え、これがカテーテル２０４と締まりばめを形成する。このようにして、プラグ２２２は、接着剤を使用する必要なしに、カテーテル２０４の遠位端に固定することができる（しかし、より確実にプラグ２２２をカテーテル２０４に固定するために、接着剤を使用してもよい）。プラグ２２２の遠位面２２８、すなわち、カテーテル２０４の遠位端で露出される表面は、丸みを帯びている。プラグ２２２の丸みを帯びた遠位面２２８は、カテーテル２０４の遠位端周辺で鋭いエッジを無くす働きをする。それによって、カテーテル２０４の遠位端で、カテーテル２０４と機器チャネルとの間の摩擦を低減させることにより、電気外科用デバイス２００を外科手術用スコープデバイスの機器チャネルに沿って挿入しやすくすることができる。プラグは、ＰＥＥＫまたは何か他の絶縁材で作られ得る。

プラグ２２２は、プラグ２２２を通り抜けるように画定された長手方向の通路２３０を有している。通路２３０は、放射先端部分２０８が通路２３０を通過することができるが、同軸ケーブル２０６が通路２３０を通過するのを妨げるような寸法になっている。このようにして、電気外科用デバイス２０２をカテーテル２０４に沿って前進させて、放射先端部分２０８に通路を通過させることにより、放射先端部分２０８の一部が（例えば、図２ｂに示すように）カテーテル２０４の遠位端を越えて突出することができる。

通路２３０は、カテーテル２０４の内側で本体部分２２４の近位端にある近位開口部２３２を含む。通路２３０の遠位開口部２３４は、プラグ２２２の遠位面２２８に位置する。電気外科用デバイス２０２が展開位置にあるとき（例えば図２ｂ）、放射先端部分２０８は、通路２３０の遠位開口部２３４を通って突出する。通路２３０の長さは、遠位針先端２１２の長さよりも大きく、すなわち、通路２３０の近位開口部２３２と遠位開口部２３４との間の距離は、遠位針先端２１２の長さよりも大きい。このようにして、図２ａに示すように、電気外科用デバイス２０２が引込位置にあるとき、遠位針先端２１２は、プラグ２２２の通路２３０の中に完全に収容され得る。具体的には、電気外科用デバイス２０２が引込位置にあるとき、外部導体２１８の遠位端によって形成されたリップ２３６が、通路２３０の内側に位置し得る。これにより、電気外科用デバイス２０２が引込位置から展開位置に移動する際に、リップ２３６が通路２３０の近位開口部２３２に引っかからないようにすることができる。

外部導体２１８のリップ２３６は、リップ２３６が通路２３０の近位開口部２３２に引っかかることをさらに防ぐために、面取りされ、例えば、傾斜させてある。通路の近位開口部２３２は、外側に向かって広がっており、すなわち、開口部２３２の直径が近位方向に大きくなっている。このようにして、フレア状の近位開口部２３２は、放射先端部分２０８を通路に漏斗を通して送り入れて、放射先端部分２０８が近位開口部２３２に引っかからないようにするとともに、放射先端部分２０８が通路２３０内を移動しやすくなるように作用する。

通路２３０は、電気外科用デバイス２０２が引込位置と展開位置との間を移動するときに、放射先端部分２０８を誘導する働きをする。通路２３０は、放射先端部分２０８が通
路２３０内を動かされる際に、通路２３０が放射先端部分２０８を中心に集めるように作用するように、カテーテル２０４の長手方向軸を中心とする。

図２ａでは、電気外科用デバイス２０２は引込位置にあり、遠位針先端２１２がプラグ２２２の通路２３０内に位置している。このことは、放射先端部分２０８がカテーテル２０４から突出していないことを意味する。したがって、この構成では、放射先端部分２０８は、カテーテル２０４及びプラグ２２２によって保護される。電気外科用機器２００は、外科手術用スコープデバイスの機器チャネルに挿入され、電気外科用デバイス２０２が引込位置にある状態で、所定の位置に誘導され得る。これにより、放射先端部分２０８が機器チャネルに引っかからないようになるので、電気外科用機器２００を機器チャネルに挿入することが容易になり得る。

電気外科用機器２００が所望の位置に誘導されると、電気外科用デバイス２０２は展開位置に移動され得る。この移動は、図２ａに示す引込位置から、電気外科用デバイス２０２をカテーテル２０４に沿って遠位方向に移動させて、放射先端部分２０８をプラグ２２２内の通路２３０の遠位開口部２３４から突出させることによって達成され得る。電気外科用デバイス２０２は、図２ｂに示す展開位置に到達するまで移動され得る。電気外科用デバイス２０２が通路２３０の遠位開口部２３４から突出すると、放射先端部分２０８は生体組織に挿入され得る。遠位針先端２１２が標的治療部位（例えば腫瘍）に到達すると、標的組織を切除するために、遠位針先端にマイクロ波エネルギが供給され得る。

標的組織が治療されたならば、電気外科用デバイス２０２は引込位置に戻されてもよく、その結果、放射先端部分２０８は露出されなくなる。この移動は、電気外科用デバイス２０２をカテーテル２０４に沿って近位方向に移動させることによって達成される。

通路２３０の遠位開口部２３４の周りには、鋭利なリップ２３８が設けられている。鋭利なリップ２３８は、電気外科用デバイス２０２が展開位置から引込位置に移動される際に、放射先端部分２０８に付着した組織または血液をこそげ取る働きをする。これにより、放射先端部分２０８がカテーテル２０４内に引き戻される際に、カテーテル２０４を汚染し、またはカテーテル内での電気外科用デバイス２０２の動きを妨げる可能性のある組織及びまたは血液が、カテーテル内に引きずり込まれるのを防止することができる。

次に、図５及び図６を参照して、電気外科用デバイス２０２の放射先端部分２０８の構造を、さらに詳細に説明する。説明のために、図６からは外部導体２１８が省略されて、放射先端部分２０８の内部構造を見せている。また、説明のために、図５及び図６では、破線５０２で示すように、近位同軸伝送線路２１０の一区間が省略されている。

近位同軸伝送線路２１０は、内部導体２１４の周りに配置された近位誘電体スリーブ５０４を含む。外部導体２１８は、近位誘電体スリーブ５０４の外面に形成される。内部導体２１４の遠位部の周りには、遠位誘電体スリーブ５０６が配置されて、遠位針先端２１２を形成する。遠位誘電体スリーブ５０６は、近位誘電体スリーブ５０４と比べると異なる誘電材料で作られている。一実施例では、近位誘電体スリーブ５０４は、ＰＴＦＥで作られていてもよく（例えば、ＰＴＦＥ管であってもよい）、遠位誘電体スリーブは、ＰＥＥＫで作られていてもよい。外部導体２１８の遠位部が、遠位誘電体スリーブ５０６の近位部と重なっている。このようにして、近位同軸伝送線路２１０の遠位部は、遠位誘電体スリーブ５０６の近位部を含む。近位及び遠位の誘電体スリーブの材料、及び外部導体５１８と遠位誘電体スリーブ５０６との間の重複部分の長さは、放射先端部分２０８の電気的長さを調節して、標的組織とのインピーダンス整合を支援するために選択されてもよい。

外部導体２１８は、可撓性があり、組織（例えば、十二指腸壁）を貫通するのに十分な長手方向の剛性をもたらすニチノールで作られていてもよい。内部導体には、ステンレス綱の芯に銀メッキを施したものを使用している。ステンレス綱の芯は、放射先端部分２０８に更なる剛性をもたらし、一方、銀メッキは、放射先端部分２０８における損失を低減させるために、内部導体２１４の導電性を高め得る。

放射先端部分２０８と同軸ケーブル２０６との接合部には、誘電体スペーサ５０８が取り付けられている。誘電体スペーサ５０８は、カラー２１６の内側に配置されており、内部導体２１４の周りに取り付けられている。このように、内部導体２１４とカラー２１６との間には誘電体スペーサ５０８が配置される。これにより、同軸ケーブル２０６と放射先端部２０８との接合部において、内部導体２１４とカラー２１６との間の絶縁破壊距離を長くすることができる。これにより、接合部におけるデバイスの電気的安全性が向上する可能性がある。誘電体スペーサ５０８は、例えば、ＰＴＦＥ製のワッシャ、または他の好適な絶縁材で作られたワッシャであってもよい。

上記のように、遠位針先端２１２は、マイクロ波エネルギを組織に供給するための半波長変成器として構成されている。したがって、マイクロ波エネルギが遠位針先端２１２に供給されると、遠位針先端２１２は、マイクロ波エネルギを周囲の組織に放射することができる。遠位針先端２１２は、その遠位端に尖端５１０を備えていて、放射先端部分２０８の標的組織への挿入を容易にしている。尖端５１０は、遠位誘電体スリーブ５０６よりも高い剛性を有する誘電材料で作られている。これにより、尖端５１０をより鋭利にすることができるようになる場合があり、高剛性は尖端５１０の鋭利化を容易にし得る。例えば、尖端５１０は、ジルコニアで作られていてもよい。

図７は、遠位誘電体スリーブ５０６の遠位端に取り付けられた尖端５１０のより詳細な図を示す。尖端５１０は、微小点に向けて先細りし、組織を貫通する働きをする、先細部分７０２を含む。尖端はまた、先細部分７０２の近位端から延在し、遠位誘電体スリーブの遠位端で内腔内に受け入れられる本体７０４を含む。尖端５１０の本体７０４は、本体７０４を内腔内に保持するために、内腔の壁との締まりばめを形成する突出部（またはバルジ）７０６を含む。このようにして、本体７０４が内腔に挿入されるときに「押込ばめ」接続が形成され得る。これにより、尖端５１０を接着剤なしで遠位誘電体スリーブ５０６に取り付けることが可能になり得る。このことはまた、例えば、尖端５１０が破損した場合に、尖端５１０の交換を容易にし得る。

図８は、遠位誘電体スリーブ５０６の遠位端に取り付けられた別の尖端８０２の実施例を示す。尖端８０２は、遠位誘電体スリーブ５０６の遠位端の内腔内に配置された本体８０４を含む。本体８０４は、内腔内に本体８０４を固定するための突出部８０６を含む。尖端８０２は、遠位誘電体スリーブ５０６の内腔から突出し、組織を貫通するために微小点に向けて先細りする先細部分８０８をさらに含む。先細部分８０８は、長手方向に対して第１の角度で先細にされた近位部８１０と、長手方向に対して第２のより大きな角度で先細にされた遠位部８１２とを含む。このように、尖端８０２は「２通りに角度をつけた」ものであると言うことができる。尖端８０２の微小点は、遠位部８１２によって形成される。遠位部８１２の先細り角度を、近位部８１０の先細り角度よりも大きくすることにより、先細部分８０８の長さを縮めることができる。これにより、尖端８０２が壊れにくくなり、尖端８０２の微小点が折り取られてしまう危険性を減らすことができる。

いくつかの実施形態（図示せず）では、尖端は、遠位誘電体スリーブと同じ材料で作られていてもよく、例えば尖端は、遠位誘電体スリーブと一体的に形成されていてもよい。尖端が遠位誘電体スリーブと一体的に形成されているか、それとも別個に形成されているかに関わらず、２通りに角度をつけた尖端を使用するコンセプトを適用することができる
。いくつかの実施形態（図示せず）では、近位及び遠位の誘電体スリーブの代わりに単一の誘電体スリーブを設けてもよく、例えば、近位同軸伝送線路及び遠位針先端の誘電材料を同じにしてもよい。

図９ａは、本発明の実施形態による、機器９００の遠位部が反り返っている電気外科用機器９００の断面図を示す。図９ｂは、本発明の別の実施形態による、機器９０２の遠位部が反り返っている電気外科用機器９０２の断面図を示す。

電気外科用機器９００及び９０２は、上記の電気外科用機器２００と同様の構成を有する。電気外科用機器９００は、電気外科用デバイス９０６が配置されたカテーテル９０４を含む。電気外科用デバイス９０６は、放射先端部分９１０を有する同軸ケーブル９０８を含み、放射先端部分９１０は同軸ケーブル９０８の遠位端に配置されている。電気外科用デバイス９０６は、放射先端部分９１０がカテーテル９０４内に位置する引込位置と、放射先端部分９１０がカテーテル９０４の遠位端から突出する展開位置との間で、カテーテル９０４に沿って移動可能である。図９ａに示す構成では、電気外科用デバイス９０６は展開位置にある。

同様に、電気外科用機器９０２は、カテーテル９１４内に配置された電気外科用デバイス９１２を含む。電気外科用デバイス９１２は、同軸ケーブル９１６と、同軸ケーブル９１６の遠位端にある放射先端部分９１８とを含む。電気外科用デバイス９１２は、放射先端部分９１８がカテーテル９１４内に位置する引込位置と、放射先端部分９１８がカテーテル９１４の遠位端から突出する展開位置との間で、カテーテル９１４に沿って移動可能である。図９ｂに示す構成では、電気外科用デバイス９１２は展開位置にある。

図９ａでは、カテーテル９０４の遠位部９２０が反り返っており、すなわちカテーテル９０４の遠位部９２０が曲がっている。図９ａから分かるように、同軸ケーブル９０８の遠位部は、カテーテル９０４の遠位部９２０に位置しており、同軸ケーブル９０８の遠位部もまた、曲がっている。したがって、電気外科用デバイス９０６を、引込位置と展開位置（図９ａに示す）との間で移動させるには、同軸ケーブル９０８の遠位部を曲げる必要がある。例えば、電気外科用デバイス９０６が引込位置から展開位置に動かされる場合には、同軸ケーブル９０８の遠位部は、カテーテル９０４の湾曲した遠位部９２０を通して押し出されなければならない。電気外科用デバイス９０６が展開位置から引込位置に動かされる場合には、同軸ケーブル９０８の遠位部は、カテーテル９０４の湾曲した遠位部９２０から引き出されるとき、真っすぐに伸ばされなければならない。

同軸ケーブル９０８の曲げ伸ばしには、同軸ケーブル９０８の剛性のため、大きな力が必要になり得る。Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ８６同軸ケーブルなど、従来の電気外科用デバイスに使用されている同軸ケーブルは、比較的硬い（例えば、多量の錫メッキを施した）外装を有する。そのような外装は、直線路に沿った機器の作動を容易にし得るが、ケーブルを曲げるのに大きな力が必要とされ得る。結果的に、カテーテル９０４の遠位部が反り返っているときに、電気外科用デバイス９０６を引込位置と展開位置との間で移動させるには、電気外科用デバイス９０６に大きな力を加えることが必要になり得る。これにより、湾曲部９２０における同軸ケーブル９０８とカテーテル９０４との間の摩擦が大きくなり、それによって放射先端部分９１０の位置を制御する精度を低下させるおそれがある。

電気外科用デバイス９１２（図９ｂ）の放射先端部分９１８は、電気外科用デバイス９０６（図９ａ）の放射先端部分９１０よりも長い。その結果として、カテーテル９１４の遠位部９２２が曲がっている場合（例えば、図９ｂに示すように、反り返っている場合）、電気外科用デバイス９０６を展開位置に移動させる際に、同軸ケーブル９１６をカテーテル９１４の湾曲部９２２に通して移動させる必要がなくなり得る。放射先端部分９１８
は、同軸ケーブルよりも小径であり、剛性の外装を有していないので、放射先端部分９１８は、同軸ケーブル９１６よりも柔軟であり得る。したがって、放射先端部分９１８をカテーテル９１４の曲がった遠位部９２２に通して移動させる場合には、放射先端部分９１８を曲げるために、比較的小さな力のみが必要とされ得る。

図９ｂに示すように、放射先端部分９１８を十分に長くすることにより、同軸ケーブル９１６の遠位端は、電気外科用デバイス９１２が展開位置にあるときに、カテーテル９１４の曲がった遠位部９２２には入らない。したがって、電気外科用デバイス９１２を引込位置と展開位置との間で移動させる際に、同軸ケーブル９１６の遠位端は曲げられる必要がない。好ましくは、放射先端部分は１４０ｍｍ以上であり得る。それによって、電気外科用デバイス９１２が展開位置にあるときに、同軸ケーブル９１６がカテーテル９１４の反り返った部分に確実に入らないようにすることができる。

したがって、図９ｂに示す構成は、電気外科用デバイス９１２がカテーテル９１４に沿って移動する際の、電気外科用デバイス９１２とカテーテル９１４との間の摩擦を減らすことができる。これにより、放射先端部分９１８の位置の制御が向上する可能性がある。

電気外科用デバイス９１２は、放射先端部分９１８の近位部の周りに配置された外側シース９２４をさらに含む。外側シース９２４は、非粘着性材料で作られているか、またはコーティングされており、例えば、外側シース９２４は、ＰＴＦＥの管であってもよい。外側シース９２４は、放射先端部分９１８とカテーテル９１４の曲がった遠位部９２２との間の摩擦を減らすのに役立ち得る。これにより、電気外科用デバイス９１２を引込位置と展開位置との間で移動させることが容易になり得る。外側シース９２４はまた、放射先端部分９１８とカテーテル９１４との間のスペーサとして機能することにより、カテーテルの中での放射先端部分９１８の横方向の動きを低減させるように機能し得る。これにより、カテーテル９１４の曲がった遠位部９２２に沿った放射先端部分の移動が容易になり得る。

図１０は、本発明の実施形態によるハンドピース１０００の断面図を示す。図１１に、ハンドピース１０００の構成要素の一部が取り外されて、ハンドピース１０００の内部構造が示された、ハンドピース１０００の斜視図を示す。ハンドピース１０００の更なる斜視図を図１２に示す。ハンドピース１０００は、機器の電気外科用デバイスを、機器のカテーテルに沿って、引込位置と展開位置との間で移動させるために、本発明の電気外科用機器、例えば、電気外科用機器２００、９００、９０２と共に使用され得る。

ハンドピース１０００は、概して円筒形の中空体１００４を有する第１の部分１００２を含む。コネクタ１００６は、中空体１００４の遠位端に設けられており、コネクタ１００６は、ハンドピースを外科手術用スコープデバイスの機器チャネルの入力ポートに取り付けるように適合されている。コネクタ１００６は、入力ポート上の対応するコネクタと結合するように構成され得る。コネクタ１００６としては、ハンドピース１０００と外科手術用スコープデバイスの機器チャネルとの間に漏れのない接続を提供するために、ルアーフィッティング（または他の好適なフィッティング）が含まれてもよい。

ハンドピース１０００は、さらに、第２の部分１００８を含む。第２の部分１００８は、第２の部分１００８が第１の部分１００２の長さにわたって長手方向にスライド可能であるように、第１の部分１００２に入れ子状に取り付けられた、概して円筒形の中空体１０１０で形成される。第２の部分１００８は、第１の部分１００２に対する第２の部分１０１０の位置を固定するための固定ネジ１０１２を含む。固定ネジ１０１２は、中空体１０１０の側壁のネジ穴に係合している。固定ネジ１０１２をネジ穴に締め込むことで、固定ネジ１０１２が第１の部分１００２の本体１００４に係合して、第１の部分１００２に
対する第２の部分１０１０の位置を固定する。ネジ穴内の固定ネジ１０１２を緩めると、固定ネジが第１の部分１００２から外れるので、第２の部分１００８を第１の部分１００２に対してスライドさせることができる。

第２の部分１００８は、第２の部分１００８の本体１０１０の内側に配置されたホルダ１０１４を含む。ホルダ１０１４は、電気外科用機器のカテーテルの近位端を保持するように構成されている。ホルダ１０１４は、例えば、カテーテルの近位端を保持するように配置されたクリップまたはクランプであってよい。別の実施例では、ホルダ１０１４は、カテーテルの近位端を（例えば接着剤を使用して）固定することができる表面であってもよい。このようにして、カテーテルの近位端がホルダ１０１４に保持されると、カテーテルの位置が第２の部分１００８に対して固定される。したがって、第２の部分１００８を第１の部分１００２に対してスライドさせると、カテーテルが第１の部分１００２に対して移動する。

ハンドピース１０００は、さらに、第３の部分１０１６を含む。第３の部分１０１６は、第３の部分１０１６が第２の部分１００８の長さにわたって長手方向にスライド可能であるように、第２の部分１００８に入れ子状に取り付けられた、概して円筒形の中空体１０１８で形成される。本体１０１８の近位端１０１９には、同軸コネクタ１０２０が取り付けられている。同軸コネクタ１０２０の近位端１０２２は、第３の部分１０１６の本体１０１８の外側に露出している。同軸コネクタ１０２０の近位端１０２２は、例えば、接続ケーブル（図示せず）を介して、電気外科手術用発生器に接続可能である。

同軸コネクタ１０２０の遠位端１０２４は、第３の部分１０１６の中空体１０１８の内側に配置されている。同軸コネクタ１０２０の遠位端１０２４は、電気外科用デバイスの同軸ケーブルの近位端を受け入れるように配置されている。例えば、同軸コネクタ１０２０の遠位端１０２４は、内部導体及び外部導体を含んでもよく、内部導体及び外部導体は、それぞれ、同軸ケーブルの中心導体及び外部導体に（例えば、はんだ付け接続または溶接接続を介して）電気的に接続され得る。あるいは、同軸コネクタ１０２０の遠位端１０２４は、同軸ケーブルの近位端上の対応するコネクタと結合するように適合されてもよい。同軸コネクタ１０２０は、その近位端１０２２に接続されたケーブルから、その遠位端１０２４に接続された同軸ケーブルに電磁エネルギを伝えるように構成されている。

第２の部分１００８の本体１０１０の外面には、スライド式リミッタ１０２６が取り付けられている。スライド式リミッタ１０２６は、第２の部分１００８の本体１０１０の外面に沿ってスライド可能である。スライド式リミッタ１０２６の位置は、スライド式リミッタのネジ穴に係合する固定ネジ１０２８を介して、第２の部分１００８に対して固定することができる。スライド式リミッタ１０２６は、第３の部分が遠位方向に（すなわち、第１の部分１００２へ向けて）動かされたときに、第３の部分１０１６の本体１０１８の遠位面１０２９に当接して、第３の部分１０１６の遠位方向への更なる動きを阻止するように配置される停止面１０３０を含む。このように、第２の部分１００８上のスライド式リミッタ１０２６の位置を調節することにより、第２の部分１００８に対する第３の部分１０１６の可動域を調節することができる。

図１０及び図１１に示す実施例では、電気外科用機器１０３１の近位端が、ハンドピース１０００に取り付けられている。この電気外科用機器は、例えば上記のような、本発明の実施形態による電気外科用機器であってもよい。機器１０３１のカテーテル１０３２の近位端は、ハンドピース１０００の第２の部分１０１６で、ホルダ１０１４に保持されている。機器１０３１の同軸ケーブル１０３４の近位端は、ハンドピース１０００の第３の部分１０１６で、同軸コネクタ１０２０の遠位端１０２４に電気的に接続されている。同軸ケーブル１０３４は、カテーテル１０３２内に配置され、カテーテル１０３２に沿って
スライド可能である。電気外科用機器１０３１は、ハンドピース１０００の第１の部分、第２の部分、及び第３の部分の中空体の内部を延在している。電気外科用機器１０３１の遠位部は、第１の部分１００２の遠位端にあるコネクタ１００６を通ってハンドピースから出る。

同軸ケーブル１０３４の近位部の外面の周りには、補強管１０３６が設けられている。補強管１０３６は、同軸コネクタ１０２０に固定されている。補強管１０３６は、硬質材料、例えば、剛性金属または硬質プラスチックで作られている。補強管１０３６は、同軸ケーブル１０３４の近位部の長手方向の剛性を高めて、第３の部分１０１６が第２の部分１００８に対して動かされたときに、同軸ケーブル１０３４への長手方向の力の伝達を容易にする働きをする。カテーテル１０３２の近位部１０３８は、同軸ケーブル１０３４及び補強管１０３６の近位部が、カテーテル１０３２内でスライドされるようにするために、拡大された直径を有する。

使用の際に、コネクタ１００６から出る電気外科用機器１０３１の遠位部は、外科手術用スコープデバイスの機器チャネルに挿入され得る。次に、ハンドピース１０００のコネクタ１００６を、外科手術用スコープデバイスの入力ポート上の対応するコネクタに接続して、ハンドピース１０００を外科手術用スコープデバイスに固定することができる。続いて、第２の部分１００８を第１の部分１００２に対してスライドさせることによって、機器チャネル内のカテーテル１０３２の長さを調節することができる。カテーテル１０３２は、第２の部分１００８に対して（ホルダ１０１４を介して）固定されているので、第２の部分１００８を第１の部分１００２に対して移動させると、コネクタ１００６から出るカテーテル１０３２の長さが変化し、したがって、機器チャネル内に位置するカテーテル１０３２の長さが変化する。一組のマーカ１０４０が、第１の部分１００２の本体１００４の外面に設けられている。一組のマーカ１０４０の各マーカは、第２の部分１００８の遠位面１０４１が、そのマーカと位置合わせされたときに、ハンドピースから出ているカテーテルの長さを表示する。したがって、第２の部分１００８を、第１の部分１００２に沿って、機器チャネル内のカテーテル１０３２の所望の長さに対応する第１の部分１００２上のマーカまで移動させてもよい。所望の長さが得られたら、固定ネジ１０１２を締め込むことにより、第２の部分１００８の位置を第１の部分１００２に対して固定することができる。

カテーテル１０３２の長さを調節した後に、同軸ケーブル１０３４をカテーテル１０３２に沿って移動させて、例えば、機器１０３１の放射先端部分を露出させること、または後退させることができる。同軸ケーブル１０３４は、第３の部分１０１６を第２の部分１００８に対してスライドさせることにより、カテーテル１０３２に沿って移動し得る。第２の部分１００８に対する第３の部分１０１６の長手方向の動きは、第３の部分１０１６の同軸コネクタ１０２０に接続されている同軸ケーブル１０３４の遠位端に伝達される。補強管１０３６は、同軸ケーブル１０３４の近位端が曲がることを防止して、第３の部分１０１６の長手方向の動きが同軸ケーブル１０３４に伝達されるようにする。第３の部分１０１６が第２の部分１００８に対して近位方向に動かされると、補強管は、カテーテル１０３２の拡張された近位部１０３８に滑り込む。

カテーテル１０３２が第２の部分１００８に対して固定されているので、第３の部分１０１６を第２の部分１００８に対してスライドさせると、同軸ケーブル１０３４がカテーテル１０３２内でスライドする。したがって、ハンドピース１０００が本発明の電気外科用機器（例えば、電気外科用機器２００）と共に使用される場合、第３の部分１０１６を第２の部分１００８に対して後方及び前方に移動させることにより、電気外科用デバイスを引込位置と展開位置との間で移動させることができる。具体的には、電気外科用デバイスは、第３の部分１０１６を第２の部分１００８に対して近位方向に移動させることによ
って、展開位置に移動することができ、電気外科用デバイスは、第３の部分１０１６を第２の部分１００８に対して遠位方向に移動させることによって、引込位置に移動することができる。

ユーザは、第２の部分１００８上のスライド式リミッタ１０２６の位置を調節して、第２の部分１００８に対する第３の部分１０１６の最大前進位置を設定してもよい。これにより、電気外科用デバイスが展開位置にあるときに、カテーテル１０３２の遠位端を越える放射先端部分の最大伸長が設定され得る。このようにして、スライド式リミッタ１０２６は、放射先端部分がカテーテル１０３２の遠位端を越えて、極端に押し出されるのを防止することができる。第２の部分１００８の本体１０１０の外面には、一組のマーカ１０４２が設けられている。一組のマーカ１０４２の各マーカは、スライド式リミッタ１０２６がそのマーカと整列し、第３の部分１０１６の遠位面１０２９がスライド式リミッタ１０２６の停止面１０３０に当接するときに、カテーテル１０３２の遠位端を越える放射先端部分の最大伸長を示す。したがって、スライド式リミッタ１０２６を、一組のマーカ１０４２の対応するマーカに移動させて、放射先端部分の所望の最大伸長を設定することができる。

図１３ａ及び図１３ｂは、機器１０３１の電気外科用デバイスを、引込位置と展開位置との間で移動させるためのハンドピース１０００の動作を図示する。図１３ａでは、機器１０３１の電気外科用デバイスは引込位置にあり、すなわち、電気外科用デバイスの放射先端部分は、カテーテル１０３２の遠位端１０４４を越えて突出していない。図１３ｂでは、機器１０３１の電気外科用デバイスは展開位置にあり、すなわち、電気外科用デバイスの放射先端部分１０４６は、カテーテル１０３２の遠位端１０４４を越えて突出している。この構成では、標的組織にエネルギを供給するために、放射先端部分１０４６に、同軸コネクタ１０２０を介して電磁エネルギが供給され得る。

図１３ａに示す構成から図１３ｂに示す構成に移行するには、先ず、リミッタ１０２６を、第２の部分１００８の本体１０１０上の所望の位置に移動させ得る。次に、第３の部分１０１６を、第２の部分１００８の上で遠位方向にスライドさせ得る。第３の部分１０１６は、図１３ｂに示すように、第３の部分１０１６の遠位面１０２９がスライド式リミッタ１０２６に当接するまで前進させることができる。標的組織の治療が完了すると、第３の部分１０１６を第２の部分に対して近位方向にスライドさせることにより、放射先端部分１０４６をカテーテル１０３２内に引き戻して、図１３ａに示す構成に戻すことができる。説明のために、機器１０３１の長さは、破線１０４８によって示すように、図１３ａ及び図１３ｂから省略されている。

図１４ａは、本発明の電気外科用機器の一部として使用され得るカテーテル１４００の断面図を示す。カテーテル１４００は、その内部を延在し、その中に電気外科用デバイスが受け入れられる管腔１４０２を画定する。カテーテル１４００は、第１の直径１４０６を有する近位部１４０４と、第２のより小さい直径１４１０を有する遠位部１４０８とを含む。第１の直径及び第２の直径の寸法例は、それぞれ２．７０ｍｍ及び２．３０ｍｍである。段付き部１４１２は、近位部１４０４と遠位部１４０８とを連結する。近位部１４０４のより大きな直径は、近位部１４０４が、（同軸ケーブルの近位部の有効外径を増加させる）補強要素を含む電気外科用デバイスの同軸ケーブルの近位部を受け入れることができるように配置されている。

図１４ｂは、本発明の電気外科用機器の一部として使用され得る別のカテーテル１４１４の断面図を示す。カテーテル１４１４は、その内部を延在し、その中に電気外科用デバイスが受け入れられる管腔１４１６を画定する。カテーテル１４１４は、第１の直径１４２０を有する近位部１４１８と、第２のより小さい直径１４２４を有する中間部１４２２
とを含む。近位部１４０４のより大きな直径は、近位部１４０４が、補強要素を含む電気外科用デバイスの同軸ケーブルの近位部を受け入れることができるように配置されている。近位部１４１８と中間部１４２２とは、段付き部１４２６によって接合されている。

カテーテル１４１４の遠位端には、先細部１４２８が配置されている。先細部１４２８は、カテーテルの遠位端におけるカテーテル１４１４の直径を、第２の直径１４２４から第３のより小さい直径１４３０まで小さくする働きをする。先細部１４２８は、カテーテル１４１４の遠位開口部１４３２を画定し、遠位開口部１４３２の直径が第３の直径１４３０である。第３の直径１４３２は、電気外科用機器の放射先端部分の外径よりも大きく、機器の同軸ケーブルの外径よりも小さくなるように設定される。このようにして、放射先端部分は、（例えば、電気外科用デバイスが展開位置にあるとき）遠位開口部１４３２を通って突出することができるが、（放射先端部分よりも大きな外径を有する）同軸ケーブルは、遠位開口部１４３２を通り抜けることができない。このように、先細部１４２８は、カテーテル２０４の端部にあるプラグ２２２と同様の機能を果たし得る。したがって、カテーテル１４１４の遠位端に先細部１４２８を設けることにより、カテーテル１４１４の遠位端にプラグを設ける必要がなくなり得る。それによって、電気外科用機器の構造が簡素化され得る。第１の直径、第２の直径、及び第３の直径の寸法例は、それぞれ２．７０ｍｍ、２．３０ｍｍ、及び１．１０ｍｍである。

カテーテル１４００及び１４１４の異なる部分は、異なる直径の管を互いに結合することによって作製してもよい。あるいは、カテーテル１４００及び１４１４は、多径の押し出し法によって形成される単一の管から作製してもよい。これは、第１の直径で管を押し出した後、管の一部を後処理して、その部分を異なる（例えば、より大きな）直径に再成形することによって行うことができる。

Claims (24)

1. 内部を延在する管腔を有する可撓性カテーテルであって、前記カテーテルが、外科手術用スコープデバイスの機器チャネルを通して挿入可能であるように寸法決めされている、前記可撓性カテーテルと、
   前記管腔内に配置された電気外科用デバイスであって、
   マイクロ波エネルギを伝達するように構成された可撓性同軸ケーブルと、
   前記マイクロ波エネルギを受け取るために前記同軸ケーブルの遠位端に接続された放射先端部分であって、前記放射先端部分が、前記可撓性同軸ケーブルよりも小さい外径を有し、前記放射先端部分が、
   前記マイクロ波エネルギを伝達するための近位同軸伝送線路と、
   前記近位同軸伝送線路の遠位端にある遠位針先端であって、前記遠位針先端が、前記マイクロ波エネルギを生体組織に放射するように構成されている、前記遠位針先端と、
   を備える、前記放射先端部分と、
   を備える、前記電気外科用デバイスと、
   を備える、電気外科用機器であって、
   前記電気外科用デバイスが、前記遠位針先端が前記カテーテルの遠位端を越えて突出する展開位置と、前記遠位針先端部分が前記カテーテルの中に含まれる引込位置との間を、前記管腔内で、長手方向に移動可能である、前記電気外科用機器。
2. 前記遠位針先端は、前記マイクロ波エネルギを前記遠位針先端から生体組織に供給するための半波長変成器として動作するように構成されている、請求項１に記載の電気外科用機器。
3. 前記カテーテルは、その遠位端に狭窄通路を含み、
   前記狭窄通路が、前記放射先端部分の通過を可能にし、前記可撓性同軸ケーブルの通過を禁止するように寸法決めされている、請求項１または請求項２に記載の電気外科用機器。
4. 前記狭窄通路は、前記カテーテルの前記遠位端に取り付けられたプラグを通って延在している、請求項３に記載の電気外科用機器。
5. 前記カテーテルの遠位面が丸みを帯びている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用機器。
6. 前記遠位針先端は、前記引込位置にあるとき、前記狭窄通路に保持される、請求項３～５のいずれか１項に記載の電気外科用機器。
7. 前記遠位針先端は、その遠位端に尖端を備える、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用機器。
8. 前記尖端は、硬質絶縁材で作られている、請求項７に記載の電気外科用機器。
9. 前記遠位針先端は、中心導電性要素の周りに遠位誘電体スリーブを備え、
   前記尖端は、前記遠位誘電体スリーブの遠位端の内腔に固定されている、請求項７または請求項８に記載の電気外科用機器。
10. 前記尖端は、ジルコニアで作られている、請求項７～９のいずれか１項に記載の電気外科用機器。
11. 前記近位同軸伝送線路は、誘電体スリーブによって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、前記外部導体の遠位端を越えて突出する遠位部を含み、
    前記遠位針先端は、前記内部導体の前記遠位部の一部を含む、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用機器。
12. 前記近位同軸伝送線路の前記外部導体は、ニチノールで作られている、請求項１１に記載の電気外科用機器。
13. 前記放射先端部分は、前記同軸ケーブルに、それらの間の接合部を覆って取り付けられたカラーによって固定され、
    前記カラーは、丸みを帯びた遠位面を有する、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用機器。
14. 前記放射先端部分の長さが、１４０ｍｍ以上である、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用機器。
15. 前記放射先端部分は、その外面に非粘着性材料を有する、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用機器。
16. 前記同軸ケーブルの近位部が、硬質補強要素に固定されている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用機器。
17. 前記管腔の近位部が、前記管腔の遠位部よりも大きな直径を有していて、前記同軸ケーブルの前記近位部を受け入れる、請求項１６に記載の電気外科用機器。
18. 前記近位同軸伝送線路の内部導体が、第１の導電材料で作られた内部コアと、前記第１の導電材料よりも高い導電性を有する第２の導電材料で作られた外部導電性コーティングとで形成される、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用機器。
19. カテーテルの管腔に沿った電気外科用デバイスの動きを制御するためのハンドピースであって、
    前記ハンドピースの遠位端を、外科手術用スコープデバイスの機器ポートに接続するためのコネクタを有する第１の部分と、
    前記第１の部分に接続され、前記第１の部分の長手方向に移動可能な第２の部分であって、前記第２の部分が、前記カテーテルの近位端を保持するためのホルダを有し、前記第２の部分と前記第１の部分との間の相対運動が、前記ハンドピースの前記遠位端から延在する前記カテーテルの長さを制御するように構成されている、前記第２の部分と、
    前記第２の部分に接続され、前記第２の部分の長手方向に移動可能な第３の部分であって、前記第３の部分が、前記カテーテルの前記管腔内を搬送される同軸ケーブルの近位端を受け入れるように構成された同軸コネクタを有し、前記第３の部分と前記第２の部分との間の相対運動が、前記カテーテル内の前記同軸ケーブルの相対位置を制御するように構成されている、前記第３の部分と、
    を備える、前記ハンドピース。
20. 前記第２の部分は、前記第１の部分に対する前記第２の部分の位置を固定するための固定機構を有する、請求項１９に記載のハンドピース。
21. 前記第２の部分は、前記第２の部分の長手方向に移動可能なリミッタを含み、
    前記リミッタは、前記第２の部分に対する前記第３の部分の動きを制限するように構成
    されている、請求項１９または請求項２０に記載のハンドピース。
22. 前記第１の部分と前記第２の部分とは入れ子状に配置され、
    前記第２の部分が、前記第１の部分の長手方向にスライド可能である、請求項１９～２１のいずれか１項に記載のハンドピース。
23. 前記第２の部分と前記第３の部分とは入れ子状に配置され、
    前記第３の部分が、前記第２の部分の長手方向にスライド可能である、請求項１９～２２のいずれか１項に記載のハンドピース。
24. 生体組織を治療するための電気外科的システムであって、
    マイクロ波エネルギを供給するように構成された電気外科手術用発生器と、
    患者の体内に挿入するための可撓性挿入コードを有する外科手術用スコープデバイスであって、前記可撓性挿入コードが、その長手方向に伸びている機器チャネルを有する、前記外科手術用スコープデバイスと、
    請求項１～１８のいずれか１項に記載の電気外科用機器であって、前記電気外科用機器が、前記機器チャネル内に適合するように寸法決めされている、前記電気外科用機器と、
    請求項１９～２３のいずれか１項に記載のハンドピースであって、前記電気外科用機器の前記カテーテルの近位端が前記ホルダに保持され、前記電気外科用機器の前記同軸ケーブルの近位端が前記同軸コネクタに受け入れられ、前記同軸コネクタが前記マイクロ波エネルギを受け取るために前記電気外科手術用発生器に接続される、前記ハンドピースと、を備える、前記電気外科的システム。

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