JP6545186B2 - Ｒｆエネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギーを生物組織に送達するための電気外科鉗子 - Google Patents

Description

本発明は生物組織を掴持するため、また組織を凝固または焼灼または封止するためにマイクロ波エネルギーを掴持された組織に送達するため、および／または組織を切断するためにＲＦエネルギーを掴持された組織に送達するための電気外科鉗子に関する。詳細には、電気外科鉗子を使用して血管を封止し、および／または切断してもよい。本発明は、内視鏡もしくは胃カメラの器具チャネルに挿入できる電気外科鉗子、または腹腔鏡手術もしくは開腹手術に使用され得る電気外科鉗子に適用されてもよい。

熱エネルギーを掴持された生物組織に送達できる鉗子は公知である。例えば、鉗子の顎に配置された双極電極から無線周波数（ＲＦ）エネルギーを送達することが公知である。ＲＦエネルギーは、血管壁内の細胞外基質タンパク質の熱変性により血管を封止するために使用されてもよい。また熱エネルギーは掴持された組織を焼灼し、凝固を促進してもよい。

米国特許第６，５８５，７３５号は、鉗子の顎がその間に保持された組織を通って双極エネルギーを導電するように配置された、内視鏡の双極鉗子を記載している。

欧州特許第２２３３０９８号は、マイクロ波エネルギーを鉗子の顎の間に掴持された組織に放射するために鉗子の顎の封止面が１つまたは複数のマイクロ波アンテナを含む、組織を封止するためのマイクロ波鉗子を記載している。

最も一般的には、本発明は、１つまたは複数の対の非共振の不平衡損失伝送線路構造が鉗子の顎の内面上に配置された電気外科鉗子を提供し、電気外科鉗子は、（ｉ）無線周波数（ＲＦ）信号に対する活性電極および戻り電極、ならびに（ｉｉ）顎内に保持された材料に圧力を加えるために、機械的把持配置と併せてマイクロ波信号を生物組織に送達するための損失構造の両方を提供する。鉗子の顎上の対の伝送線路の場所および顎の材料の選択は、顎によって把持されたあらゆる生物組織がＲＦ信号のための伝播媒体、およびその中にマイクロ信号が損失される媒体に確実になるように配置される。機械的把持配置によって加えられた圧力は、組織および／または鉗子の顎の弾性挙動に起因して把持された組織で封止を形成してもよく、この弾性挙動によりエネルギーを把持された組織の中に制御可能に確実に送達できる。

したがって、本発明によれば、その間の空隙を開閉するために互いに対して枢動可能な１対の顎要素と、空隙に隣接した１対の顎要素内に装着された１対の細長い導電要素と、無線周波数（ＲＦ）エネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギーを伝えるための同軸ケーブルとを備える電気外科鉗子が提供され、１対の細長い導電要素は同軸ケーブルに電気的に接続され、（ｉ）同軸ケーブルによって伝えられたＲＦエネルギーに対する活性電極および戻り電極、ならびに（ｉｉ）同軸ケーブルによって伝えられるマイクロ波エネルギーのための損失伝送線路構造の両方として働くように構成される。本明細書では用語「損失伝送線路構造」は、進行波としてマイクロ波エネルギーを支持するための不均一な不平衡損失伝送線路を意味してもよく、不均一な不平衡損失伝送線路は進行波に沿ってマイクロ波エネルギーに対して非共振である。細長い導電要素は、同軸ケーブルの内部導体または外部導体と電気的に接続した近位端および開回路の遠位端を有してもよい。この構成は、電極が放射アンテナを形成しなければならないマイクロ波鉗子におけるより、電極構成に課す制約が少ない。その結果、顎要素の形状の選択に、より多くの柔軟性がある。

本明細書では用語「非共振」は、（マイクロ波エネルギーの進行波に沿った）伝送線路の電気的長さが進行波の多重反射を抑制する、すなわち放射定在波の生成を防止または抑制するように設定されることを意味してもよい。実際には、これは、伝送線路の電気的長さがマイクロ波エネルギーの４分の１波長の倍数と実質的に異なる（伝送線路の遠位端が開回路か短絡かに依存して奇数倍または偶数倍を避ける必要がある）ことを意味してもよい。伝送線路は、空隙に生物組織がある、すなわち顎要素と接触しているときに非共振であることが特に望ましい。したがって、伝送線路の電気的長さは、伝送線路がこの方法で生物組織によって負荷されるとき、マイクロ波エネルギーの４分の１波長の倍数を避けるように設定されてもよい。これによりデバイスがマイクロ波エネルギーと同様に無線周波数（ＲＦ）エネルギーで作動でき得るので、好ましくは伝送線路の遠位端は開回路である。

非共振伝送線路を形成することにより、デバイスの放射を防止してもよい。マイクロ波エネルギーは、したがって伝送線路構造からの漏れを通して組織に送達される。生物組織への損失レベルをマイクロ波エネルギーの周波数で認識して伝送線路の長さを設定することにより、本発明の電気外科鉗子を、伝送線路に沿った進行波の単一遷移における伝送線路の近位端で受信された全電力を実質的に送達するように配置できる。

換言すると、伝送線路の外形は、例えばシミュレーションなどに基づいて選択されるので、この外形は生物組織の高い損失をマイクロ波エネルギーの周波数で示す。同様に、伝送線路の外形は、空隙に組織はないが代わりに空気が存在する際に損失する電力ははるかに少ないことが確保されてもよい。例えば、デバイスは約１ｄＢの反射減衰量、すなわち組織がそこにある場合の２０％と比較すると、発電機に戻って反射された電力の８０％を示し得る。したがって、空隙に組織が存在するときの４倍の電力を送達することができる。生物組織は損失が多い、すなわちマイクロ波エネルギーをよく吸収する。

好ましくは、１対の顎要素は、例えば顎がガビアルのような外観を有するロングノーズ鉗子を画定する。例えば、顎要素の長さは最大幅の２倍を超えてもよく、好ましくは２．５倍を超えてもよい。内視鏡の器具チャネルに挿入するのに適切な実施形態では、１対の顎要素は７ｍｍ以上の長さ、および２．４ｍｍ以下の最大幅を有してもよい。他の実施形態では、１対の顎要素は１０ｍｍ以上の長さ、好ましくは２０ｍｍ以上の長さを有してもよい。デバイスが腹腔鏡または開腹手術に使用される場合の実施形態では、顎の幅は２．４ｍｍを超えてもよく、例えば３ｍｍ以上であってもよい。１対の顎要素は、例えば内視鏡の器具チャネルへの挿入を促進するために、実質的に円形の横断面をもつ鉗子を提供するために湾曲した外面を有してもよい。１対の顎要素は、同軸ケーブルから離れて先細であってもよい、すなわち遠位端に向かって狭くなってもよい。これにより、鉗子が器具チャネル内の隅部または湾曲部をうまく曲がるよう支援してもよい。

１対の顎要素は同軸ケーブルの延長であってもよい。換言すると、同軸ケーブルは１対の顎要素にその第１の端部で連結されてもよく、１対の顎要素は同軸ケーブルから離れて長手方向に延在する。以下に説明するように、１対の顎要素は同軸ケーブルと共に、例えば顎の開閉のための一部の手段に対して動くように制約されてもよい。同軸ケーブルは、同軸ケーブルを１対の顎要素に固定するために適切なブラケットを含んでもよい。

１対の顎要素は第１の顎要素および第２の顎要素を備えてもよく、第１の顎要素は空隙を横切る第２の顎要素上の第２の内面に対向する第１の内面を有し、第１の内面および第２の内面はそれぞれの顎要素に沿って長手方向に延在する。第１の内面および第２の内面は、顎が閉じているときに接触面に沿って接触するように形状されてもよい。第１の内面および第２の内面は協働する（例えば一致する）形状を有してもよい。好ましくは第１の内面および第２の内面は平らである。

第１の内面および第２の内面は薄い長方形形状を有してもよい。顎要素がそれらの遠位端に向かって先細である場合、内面は台形形状を有してもよい。

１対の細長い導電要素は、第１の内面上に装着された第１の細長い導電要素、および第２の内面上に装着された第２の細長い導電要素を備えてもよい。しかし、好ましい実施形態では、１対の細長い導電要素は、第１の内面上に装着された第１の細長い導電要素、および第１の細長い導電要素に平行で第１の細長い導電要素から分離した、第１の内面上に装着された第２の細長い導電要素を備えてもよい。この構成では、１対の細長い導電部材の間隔は、顎要素の間の空隙の大きさに依存しない。したがって内面は、その間に接触する組織に一貫した方法でエネルギーを送達できる。

好ましい実施形態では、両方の顎要素はそれぞれの内面上に１対の細長い導電要素を有する。したがって、鉗子は第２の対の細長い導電要素を含んでもよく、第２の対の細長い導電要素は第２の内面上に装着された第３の細長い導電要素、および第３の細長い導電要素に平行で第３の細長い導電要素から分離した、第２の内面上に装着された第４の細長い導電要素を備える。この構成は、両方の顎要素から空隙内に把持された組織の中にエネルギーを送達できることを意味する。一貫したエネルギー送達のプロファイルを達成するために、第３の細長い導電要素および第４の細長い導電要素は、第１の細長い導電要素および第２の細長い導電要素が空隙を超えて鏡写しになるように位置付けられてもよい。好ましくは、空隙を超えて互いに面する細長い導電要素は同じ極性からなる。

細長い導電要素は、あらゆる適切な薄い導体を備えてもよい。高い導電性の材料は、例えば、銀、金またはステンレス鋼が望ましいだろう。例えば、細長い導電要素は、例えば０．２５ｍｍ以下の幅を有するワイヤまたはメッキ金属であってもよい。細長い導電要素は直線であってもよい。しかし、一実施形態では、細長い導電要素は、回旋状の、例えば蛇行した遠位端を有してもよい。この構造は反射信号を（例えば導電要素を有効に伸ばすことによって）低減してもよい。さらに、回旋の広がりを遠位端に向かって増加させることにより、内面の領域に亘って損失した電力量がより均一になる場合があるのは、低い信号強度の遠位領域に伝送線路がより多く、高い信号強度の近位領域に伝送線路がより少ないからである。

鉗子は、１対の顎要素を開放構成の中に促すように配置されたバネを含んでもよい。鉗子が内視鏡の遠位端で使用されることになる実施形態では、顎閉鎖機構は近位端にある傾向があり、それによって顎閉鎖機構は内視鏡の長さに沿って開閉力を伝送する必要がある。バネ、例えばピボットジョイント内の小型ねじりバネまたは細長い導電要素と同軸ケーブルとの間のバネコネクタを提供することにより、内視鏡に伝達するために必要な力を低減することができる。

１対の顎要素は、第１の顎要素、ならびに第１の顎要素および第２の顎要素の近位端に位置付けられたピボットジョイントを介して第１の顎要素に回転可能に固定された第２の顎要素を備えてもよい。ピボットジョイントは１対の顎要素に一体化されてもよい。例えば、ピボットジョイントは、第１の顎要素および第２の顎要素上に形成された協働係合要素を備えてもよい。協働係合要素は、カップ・ボス型であってもよく、この場合（カップ内でボスの）相対回転が可能であるが、カップとボスの分離は制限される。

ピボットジョイントは同軸ケーブルを受容するための孔、すなわち１対の顎要素の内面に物理的に接近できるための孔を含んでもよい。孔は、１対の顎要素内の凹部または切欠きから形成されてもよく、凹部または切欠きは互いに鏡写しになっており、相互連結されているときに顎要素を通る通路を形成する。

鉗子は同軸ケーブルおよび１対の顎要素の上に装着されたスリーブを含んでもよく、スリーブは空隙を開閉するために１対の顎要素に対して摺動可能である。スリーブは、スリーブが顎要素の上に引き寄せられる際に顎要素を閉じるように形状された内径を有してもよい。スリーブを同軸ケーブルに対して摺動することは、鉗子のハンドル内の顎閉鎖機構の制御の下で実行されてもよい。顎閉鎖機構はスリーブに直接作用してもよく、またはプルワイヤおよびプッシュロッドなどを含んでもよい。スリーブは硬くても柔らかくてもよい。一実施形態では、スリーブはレーザーカットされたステンレス鋼管を備えてもよい。

代替的な実施形態では、ピボットジョイントは同軸ケーブルに固定されたヒンジピンを備えてもよく、第１の顎要素および第２の顎要素はヒンジピン上に枢動可能に装着される。この配置では、同軸ケーブルに対して顎を動かすことにより、顎を開閉することができる。したがって、鉗子は第１の顎要素および第２の顎要素に固定された顎閉鎖部材を含んでもよく、顎閉鎖部材は同軸ケーブルに対して可動である。顎閉鎖部材は、同軸ケーブルに沿って延在するプルロッド、または同軸ケーブルの周囲に装着されたプルスリーブであってもよい。

それぞれの顎要素に構造強度を提供するために、鉗子は１対の顎要素のそれぞれの近位端上に補強シェルまたはケーシングを提供してもよい。好ましい実施形態では、補強シェルは二重の機能を実行してもよい。ここでは補強シェルは導電性材料から作成されてもよく、同軸ケーブルの外部導体と１対の細長い導体要素の１つとの間に電気的に接続されてもよい。したがって、顎要素は力、例えば物理的圧力を顎要素の間に把持された材料に伝送することができる。加えられた圧力は十分であるので、血管封止処置を促進するためにＲＦエネルギーまたはマイクロ波エネルギーを加える前に、把持された血管を閉鎖する、または部分的に閉鎖できる。また顎要素に対するこの構成により、顎要素を治療の間にわたり比較的低温に保つことができる場合があり、これにより血管が封止された後、顎を開いている間に組織が破れるまたは破裂する危険性が低減する。

本明細書では無線周波数（ＲＦ）は、１０ｋＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲内の安定した固定周波数を意味してもよく、マイクロ波エネルギーは３００ＭＨｚ〜１００ＧＨｚの範囲内の安定した固定周波数を有してもよい。ＲＦエネルギーは、エネルギーが神経刺激を引き起こすことを防ぐのに十分高く、またエネルギーが組織の白化もしくは不要な熱マージンを引き起こす、または組織構造に損傷をもたらすのを防ぐのに十分低い周波数を有するべきである。ＲＦネルギーに好ましいスポット周波数は、１００ｋＨｚ、２５０ｋＨｚ、４００ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、１ＭＨｚ、５ＭＨｚのいずれかの１つまたは複数を含む。マイクロ波エネルギーに好ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚを含む。

上記のように、本発明の電気外科鉗子は、内視鏡の器具チャネルに挿入するように構成されてもよく、または腹腔鏡手術もしくはＮＯＴＥＳ（自然開口部経管腔的内視鏡手術）処置もしくは一般開腹処置に使用するように構成されてもよい。

鉗子は、１対の顎要素と機械連通した顎閉鎖機構を含んでもよい。例えば、顎閉鎖機構は、１つまたは複数のプルワイヤを介して１対の顎要素と連通したハンドルおよびプルトリガを含んでもよい。一実装形態では、顎閉鎖機構は、顎が複数の既定の分離位置の間を動くことができるラチェット機構を備えてもよい。この利点は、顎要素の間に掴持された組織に加えられた圧力に制御を与えることである。顎要素の位置を固定することにより、治療中に圧力を実質的に一定に保つことができる。さらに、加えられた圧力の大きさはラチェットの位置に関連してもよく、これにより治療構成を容易に反復使用でき得る。

１対の顎要素は、例えば、同軸ケーブルまたはスリーブを回転させることにより回転可能であってもよい。デバイスはインサイチュで顎を回転させるための手段を含んでもよい。例えば、ハンドルは、同軸ケーブル上に、例えばその近位端で装着され、例えばクリップで留められてもよい。ハンドルを使用して同軸ケーブルの回転が顎要素に伝達されてもよい。ハンドルは、顎閉鎖機構のためのアクチュエータ（例えば摺動部など）と一体化されてもよい。

本発明の他の態様は、顎閉鎖機構と連通した記載された鉗子を備える電気外科装置一式、およびＲＦエネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギー用の電気外科発電機を含んでもよい。

本発明の実施形態を添付の図面を参照して以下に詳しく論じる。

本発明の一実施形態である、電気外科鉗子の概略図である。 本発明の一実施形態である、電気外科鉗子の概略側面図である。 図２の電気外科鉗子を通る横断面図である。 図２の電気外科鉗子を通る部分的な長手方向断面図である。 本発明の一実施形態である、電気外科鉗子のための第１の伝送線路構成を示す図である。 本発明の一実施形態である、電気外科鉗子のための第２の伝送線路構成を示す図である。 本発明の一実施形態である、電気外科鉗子のための第３の伝送線路構成を示す図である。 本発明の一実施形態である、電気外科鉗子のための第４の伝送線路構成を示す図である。 図４Ａの伝送線路構成に対応するモデル化構造の斜視図である。 血管内のシミュレーションされた電力損失密度を示す、図５Ａのモデル化構造の側面図である。 血管内のシミュレーションされた電力損失密度を示す、図５Ａのモデル化構造の横断面図である。 図４Ｃの伝送線路構成に対応するモデル化構造の斜視図である。 血管内のシミュレーションされた電力損失密度を示す、図６Ａのモデル化構造の側面図である。 血管内のシミュレーションされた電力損失密度を示す、図６Ａのモデル化構造の横断面図である。 図４Ｄの伝送線路構成に対応するモデル化構造の斜視図である。 血管内のシミュレーションされた電力損失密度を示す、図７Ａのモデル化構造の側面図である。 血管内のシミュレーションされた電力損失密度を示す、図７Ａのモデル化構造の横断面図である。 本発明の一実施形態である、電気外科鉗子のための第１の電極配置の概略平面図である。 本発明の一実施形態である、電気外科鉗子のための第２の電極配置の概略平面図である。 本発明の別の実施形態である、電気外科鉗子の概略部分側面図である。 本発明の別の実施形態である、電気外科鉗子に使用できる顎要素を通る断面図である。 本発明の一実施形態である、電気外科鉗子の概略斜視図である。 本発明の一実施形態である、別の電気外科鉗子の概略斜視図である。

本発明は、内視鏡のチャネルを通して操作できる電気外科鉗子構造を提供する。内視鏡のチャネルの直径は２．２ｍｍ、２．８ｍｍまたは３．２ｍｍであってもよい。鉗子の外形寸法はそれに応じて選択してもよい。

本発明は、詳細には細長い、好ましくは先細形状の１対の顎要素を備える薄いロングノーズ鉗子に関する。例えば、顎要素は７ｍｍ以上の長さ、例えば１０ｍｍ、場合により２０ｍｍ、および最大直径２．４ｍｍを有してもよい。内視鏡の使用のために、顎の長さは回旋状の内視鏡チャネルに沿って挿入されるデバイスの能力を制限してもよい。したがって、より長い鉗子を他の処置、例えば腹腔鏡手術または回復手術にさえも使用してよい。

本発明の電気外科鉗子の顎要素は、顎要素が顎要素の間に把持された組織に無線周波数（ＲＦ）エネルギーまたはマイクロ波エネルギーを送達できる電極構成を有する。鉗子の目的は、組織を掴持すること（すなわち圧力を加えること）、およびＲＦエネルギーまたはマイクロ波エネルギーを使用して鉗子の間に保持された部分を切断し、凝固させ、もしくは焼灼することである。より長い鉗子を有することにより、掴持される組織の部分をより長くすることが可能になってもよい。

血管を有効に封止するために、動脈、静脈および組織束内に止血部を生成することが必要である。マイクロ波エネルギーは制御可能な深さ（電場強度の二乗に関連し、これはマイクロ波エネルギーの周波数の関数である）に凝固の塊または領域を生成することができるので、マイクロ波エネルギーはこの目的に有効である。ＲＦエネルギーとマイクロ波エネルギーの組合せを使用して有効な封止を生成してもよい。エネルギーの送達に、例えば１対の顎要素の間を締め付けることにより血管に加える圧力を組み合わせることは有益である。

ＲＦエネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギーの使用に起因する温度上昇と物理的圧力の組合せは、特にコラーゲンおよび他の細胞タンパク質を縮小し変性させるプロセスを不可逆的な方法で助長することができる。コラーゲンの構造はその結合が破壊する際に変化し、それによってコラーゲンの構造は血管壁の間で接着剤の作用をするゲル状の物質を形成する。コラーゲンをこの方法で変形するために、組織を７０℃〜９５℃に加熱する必要があり、７０℃〜９５℃は組織内のコラーゲンおよびエラスチンをゼラチンに変換するのに十分である。ゼラチンが圧縮されている間に冷めると、ゼラチンは血管の管腔を横切る有効な封止を生成する。この封止は体内でポンプ供給される血液に関連した圧力に耐えることができる。これは、ＲＦエネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギーが加えられてコラーゲンなどがゼラチンに変換した後、顎要素が血管の周囲を締め付けたままであることが望ましいという分析から得られる。溶融が完了すると、血管は封止部で塑性的に柔軟になる。

本発明に対して予測される特定使用領域は、ポリープの茎を通して切断すること（および封止すること）により、例えば消化管からのポリープの除去である。より長いノーズを有することにより、例えばより広い幅、すなわち、より大きい直径の茎をもつポリープを除去する際に本発明は有益になり得る。

デバイスが双極ＲＦ電圧および電流ならびにマイクロ波エネルギーを送達することができるように、鉗子の顎要素上の電極構成は伝送線路であり、その端部は開回路であるように構成されている。

顎要素が様々な角度であるときに、デバイスがマイクロ波エネルギーおよび／またはＲＦエネルギーを送達する必要があるだろうことを考えると、電極構成はマイクロ波エネルギーを放射するように設計されない。これは、放射アンテナ型の構成を提供しようとする従来のマイクロ波鉗子と対照的である。本発明では、鉗子の顎の一方または好ましくは両方が不平衡損失伝送線路を含む。

図１は、本発明の一実施形態である、内視鏡マイクロ波鉗子３００の概略図を示す。鉗子３００は、本体３０８から延在する可撓性給電ケーブル３０６を有する本体３０８を備える。給電ケーブル３０６は一定の縮尺で描かれておらず、給電ケーブル３０６は内視鏡（図示せず）の器具チャネルへの挿入に適切な長さおよび直径を有する。ケーブルは、給電ケーブル３０６を内視鏡または腹腔鏡の器具チャネルに挿入できるために、外径が２．８ｍｍ未満であってもよい。ケーブルは２ｍ以上の長さを有してもよい。給電ケーブル３０６は同軸ケーブルを含む外部スリーブおよび顎開放機構（以下に論じる）を備える。ケーブル３０６の遠位端には１対の顎要素３０２、３０４があり、１対の顎要素３０２、３０４は、顎開放機構に制御されてその対向する面の間の空間を開閉するために、ヒンジ３０５を中心に互いに対して枢動可能である。

本体３０８はハンドル３１０およびプルトリガ３１２を含み、プルトリガ３１２は顎閉鎖機構を操作する。プルトリガ３１２は、別法として、顎要素３０２、３０４の対向する面の間の材料に圧力を加えるために、顎を開閉できる機械的摺動部またはあらゆる他の適切な機構であってもよい。本体３０８は、適切なケーブル３１４によりＲＦエネルギーおよびマイクロ波エネルギーを生成できる電気外科発電機（図示せず）に接続される。この目的に適切な発電機は、国際公開第２０１２／０７６８４４号に記載されており、参照によって本明細書に組み込まれる。この発電機は、マイクロ波チャネルおよびＲＦチャネルの両方に送達された電力を（例えば反射したマイクロ波電力を前進マイクロ波電力と比べることにより、またＲＦ電圧および電流のそれぞれを検出することにより）リアルタイムで測定するように構成されている。この情報を使用して、良好な封止を生成するために、エネルギー送達のプロファイルを制御できるのは、加熱により血管内の含水量が下がり、その結果、電流を導電するその能力が低減するからである。血管の組成物の変化は血管自体のインピーダンスの変化として現れ、これは送達された電力への変化から検出される。

１対の伝送線路３１６は下部顎要素３０４の内面上に形成される。伝送線路３１６はワイヤ（例えば０．２５ｍｍの直径を有する金属ロッドなど）から作成されてもよく、または金属ストリップ線路（例えば０．２５ｍｍの幅を有する）であってもよい。この実施形態では、伝送線路３１６は互いに対して平行に走る。

伝送線路３１６のそれぞれの端部は開回路である。この実施形態では、伝送線路３１６の一方は同軸ケーブルの内部導体に連結され、他方は外部導体に連結される。したがって、伝送線路はＲＦ信号に対する活性電極および戻り電極のいずれかとして作動してもよく、またはマイクロ波信号に対する損失伝送線路として作動してもよい。

図２は本発明の一実施形態である、電気外科鉗子１００の概略図を示す。電気外科鉗子１００は１対の顎要素１０２、１０４を備え、１対の顎要素１０２、１０４はそれらの近位端に位置付けられたピボットジョイント１０６において互いに枢動可能に連結される。ピボットジョイント１０６の詳細については図３Ａを参照して以下に論じる。各顎要素は、石英、セラミック（例えばアルミナ）、ＰＥＥＫ（ポリエーテルエーテルケトン）、またはＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）などの低誘電率の誘電材料から形成された本体を備えてもよい。低い誘電率を有することにより、顎要素が生物組織を把持しているときであっても、顎要素の遠位端にＲＦ信号およびマイクロ波信号の伝播を促進する。

顎要素１０２、１０４は、それぞれ約２０ｍｍの長さおよび１．２ｍｍ未満の幅を有する。顎要素１０２、１０４は、それぞれ滑らかに湾曲した外面１０８および内側係合面１１０を有する。内側係合面１１０は、使用時に組織を間に把持できるように互いに対向する。内側係合面１１０はこの実施形態では平坦であるが、他の表面プロファイルが使用されてもよい。

内側係合面１１０の一方または両方は、取り付けられた、または別法によりその上に装着された電極構成１１２（図３Ｂ参照）を有する。電極構成は使用時に組織と接触させるように露出されている。本発明で使用できる電極構成１１２のさらなる詳細については、図４Ａ〜図４Ｄを参照して以下に論じる。

同軸ケーブル１１４は図３Ａに示されたように、ピボットジョイント１０６の近位端に給電する。ピボットジョイント１０６の内側では、同軸ケーブルの内部導体および外部導体は電極構成１１２（図３Ｂ参照）に連結される。

同軸ケーブル１１４および鉗子１１０はスリーブ１１６内に装着される。スリーブ１１６が鉗子１１０の近位部の上を動いて顎を閉じることができるように、スリーブ１１６は同軸ケーブルおよび鉗子１１０に対して矢印１１８の方向に摺動可能である。同軸ケーブルは、ピボットジョイントが圧縮（押す）力および伸長（引く）力を鉗子１００上に伝送できるように、剛性ブラケット（図９参照）に固定されてもよい。また同軸ケーブルの遠位端はこのために補強されてもよい。同軸ケーブル１１４およびスリーブ１１６は、次いでデバイスのハンドル内の閉鎖機構の相対可動部に連結されてもよい。この連結はプルロッドを介してもよく、または直接であってもよい。

図３Ａはピボットジョイント１０６を通る断面図を示す。この実施形態では、ピボットジョイントは顎要素１０２、１０４上の協働形成の間のカップ・ボス型界面である。第１の顎要素１０２は、第２の顎要素１０４内に形成された協働カップ１２２内に受容される突起ボス１２０を有する。ボス１２０は保持フランジ（図示せず）を含んでもよく、保持フランジはピボットジョイントを軸方向に固定する一方で回転可能でもあるために、カップ１２２内の対応する溝にスナップ嵌合する。

カップおよびボス両方はピボットジョイントの近位側面に周方向切欠きを含んでもよい。周方向切欠きは、ピボットジョイント１０６を通る孔１２６を形成するように協働し、孔１２６は同軸ケーブル１１４の遠位端を受容できる。ここには示されていないが、同軸ケーブル１１４は、同軸ケーブル１１４に対して顎要素１０２、１０４が回転運動できる適切なブラケット（図示せず）によりピボットジョイント１０６の内面に固定されてもよいが、このブラケットはスリーブ１１６に対する同軸ケーブル１１４の前後運動を伝達する。

小型ねじりバネ１２４はピボットジョイント１０６内に装着されてもよい。小型ねじりバネ１２４は顎要素を個別に付勢するトルクを加えてもよい。トルクは、トルクが同軸ケーブルに沿ってスリーブを押し戻すほど強くないが、むしろ顎の手動開放を補助するように選択されてもよい。

図３Ｂは、同軸ケーブル１１４の遠位端に作成された電気的接続の概略図を示す。同軸ケーブル１１４の内部導体１２８は、第１の導電性リンク要素１３０により顎要素のそれぞれの内面上の電極構成１１２に電気的に接続される。第１の導電性リンク要素１３０は、接触を維持しながら顎を開くことができる短い可撓性ワイヤ、または顎要素の金属化された部分であってもよい。別法として、導電性リンク要素はバネ接触部であってもよく、バネ接触部はまた顎を開く補助をする付勢力も提供してもよい。

同様に、同軸ケーブル１１４の外部導体１３２は、第２の導電性リンク要素１３４により顎要素のそれぞれの内面上の電極構成１１２に電気的に接続される。やはり、第２の導電性リンク要素も短い可撓性ワイヤ、または顎要素の金属化された部分であってもよい。しかし、代替的な配置では、顎要素の両方の近位端の外面は金属シェル内に収納されてもよい。金属シェルは第２の導電性リンク要素１３４として作用してもよく、すなわち顎要素の片側の周囲に延在し、適切な電極構成内で終了してもよい。加えて、金属シェルは顎要素１０２、１０４の機械強度を向上させてもよい。この構造については図１０を参照して以下に論じる。

図４Ａは、本発明の一実施形態である、電気外科鉗子のための第１の電極（伝送線路）構成１４０の断面図を示す。第１の電極構成は、２つのワイヤ（またはマイクロストリップ）の伝送線路１４２、１４４を備え、それぞれの顎上に１つのワイヤがある。この形式では、顎が平行である場合、マイクロ波伝送は顎の長さに沿って生じることができる。顎要素との間の組織は伝送線路の誘電体になり、ほぼ全電力が顎の間の組織内を移動する。加熱の均一性は組織のマイクロ波特性、すなわち比誘電率および伝導率に依存することになる。

高い吸収性の組織または広く分離した顎に対して、マイクロ波電力のほぼすべてが給電端部付近で吸収され得るので、この構成はあまり好ましくない。顎が平行でないが、むしろ先端に向かって広がっている場合は、加熱は給電付近でさらにより多く集中するだろう。

図４Ｂは、第２の電極（伝送線路）構成１４６の断面図を示す。第２の電極構成１４６は、同じ顎上に形成された２つのワイヤ（またはマイクロストリップ）の伝送線路１４２、１４４を備える。この形式では、ワイヤは平行な伝送線路を形成する。顎が組織の上で閉じているとき、伝送線路の断面の半分はその誘電媒体としての組織を有する。組織の誘電率は高いので、その割合より多くの電力が組織を通って移動し、伝送線路付近で組織を加熱する。加熱は優先的にワイヤ付近で生じる。加熱のパターンは、顎がどのくらい離れて閉じているかには無関係であり、これは直径の大きい血管（そのため顎要素は平行にならない）を治療するときに有利である。一部の電力は組織の外側に移動するので、加熱は顎に沿ってさらに延在することができる。吸収が低い場合、一部の電力は伝送線路の開回路端部から反射され、端部付近で加熱が増強し、場合によってはマイクロ波の出射エネルギーと反射エネルギーとの間の干渉に起因して、端部から短距離の加熱が低減する。

この構成、特に顎がどのくらい離れて閉じているかには無関係である、固定されたワイヤの分離の外形は、双極ＲＦエネルギーを送達するために適している。

この外形の例を、ＣＳＴ Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｓｔｕｄｉｏ（登録商標）を使用して血液ロード（ｂｌｏｏｄ ｌｏａｄ）１ｍｍの厚さにその中心が２ｍｍ離れた直径０．２５ｍｍのワイヤに対してシミュレーションを行った。これらのワイヤは、図５Ａに示された単純な構成を使用してモデル化された同軸ケーブル（１．２ｍｍの外径を有するＳｕｃｏｆｏｒｍ０４７ケーブルに基づく）から給電され、この反射減衰量は約５ｄＢであった。

このシミュレーションによって計算された長手軸方向の加熱は図５Ｂで見ることができる。加熱は電極構成の近位半分１４８では極めて一定であるが、遠位端に向かって加熱は下がり、端からの反射に起因する破壊的干渉によって生じたヌル１５０が存在する。

図５Ｃに示されたシミュレーションの断面図は、加熱が血管の深さ全体に亘って延在するが、各線の真下により強い加熱が存在し、横のプロファイル全体が曲線を描いている。

図４Ｃは第３の電極（伝送線路）構成１５２の断面図を示す。第３の電極構成１５２は４つのワイヤの伝送線路１４２、１４４、１５４、１５６を備え、顎のそれぞれの上に２つずつあり、反対の極性が他方の顎上の伝送線路と互いに面する。

この形式では、顎が離れているときに、それぞれの顎は図４Ｂに示されるように挙動するだろう。したがって、組織の両側に加熱が存在し、これは有利な場合がある。しかし、顎が共に近いときは、他方の顎に反対の極性のワイヤが存在することに起因して、顎が開いているときより、多くのマイクロ波電力およびより多くの加熱が顎の間の領域に存在する場合がある。そのために、加熱は給電端部付近により集中する場合があり、特にこの端部では、顎はほとんどのシナリオで最も接近するだろう。

第３の電極（伝送線路）構成１５２は、第２の電極構成と同じ理由で双極ＲＦを使用するのに適している。しかし、顎が共に接近しているときは、顎の間にＲＦ電流のための追加経路が存在することがあり、これは望ましくない場合がある。

この外形の例を、ＣＳＴ Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｓｔｕｄｉｏ（登録商標）を使用して血液ロード（ｂｌｏｏｄ ｌｏａｄ）１ｍｍの厚さにその中心が２ｍｍ離れた直径０．２５ｍｍのワイヤ（すなわちワイヤの外縁部の間は１．７５ｍｍ）に対してシミュレーションを行った。これらのワイヤは、図６Ａに示された単純な構成を使用してモデル化された同軸ケーブル（１．２ｍｍの外径を有するＳｕｃｏｆｏｒｍ０４７ケーブルに基づく）から給電され、この反射減衰量は約５ｄＢであった。

このシミュレーションによって計算された長手軸方向の加熱は図６Ｂで見ることができる。図５Ｂと同様に、加熱は電極構成の近位半分１４８では極めて一定である。しかし、遠位端に向かって加熱は下がり、端からの反射に起因する破壊的干渉によって生じたヌル１５０が存在する。

血管の深さ全体に亘る加熱プロファイルは図６Ｃに示されている。対抗する顎の間に加熱の２つの帯域１５８、１６０が存在し、その間に冷却空隙１６２がある。加熱は主に対抗する顎上のワイヤの間にあり、同じ顎上のワイヤの間にはない。

図４Ｄは第４の（かつ最も好ましい）電極（伝送線路）構成１６４の断面図を示す。第４の電極構成１６４は４つのワイヤの伝送線路１４２、１４４、１５４、１５６を備え、顎のそれぞれの上に２つずつあり、同じ極性が他方の顎上の伝送線路と互いに面する。

この形式では、顎が離れているとき、および顎が共に接近しているときに、それぞれの顎は図４Ｂに示されたように挙動をするだろう。加熱は両方の顎に由来するだろう。

第４の電極（伝送線路）構成１５２は、第２の電極構成と同じ理由で双極ＲＦを使用するのに適している。顎が共に接近しているときは、ＲＦ電流のための経路は同様のままであり、これにより顎が閉じる過程の間に一貫した挙動が確保される。

この外形の例を、ＣＳＴ Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｓｔｕｄｉｏ（登録商標）を使用して血液ロード（ｂｌｏｏｄ ｌｏａｄ）１ｍｍの厚さにその中心が２ｍｍ離れた直径０．２５ｍｍのワイヤ（すなわち導体間の物理的分離は１．７５ｍｍ）に対してシミュレーションを行った。これらのワイヤは、図７Ａに示された単純な構成を使用してモデル化された同軸ケーブル（１．２ｍｍの外径を有するＳｕｃｏｆｏｒｍ０４７ケーブルに基づく）から給電され、この反射減衰量は約５ｄＢであった。

このシミュレーションによって計算された長手軸方向の加熱は図７Ｂで見ることができる。図５Ｂと同様に、加熱は電極構成の近位半分１４８では極めて一定である。遠位端に向かって加熱は下がり、遠位端からの反射に起因する破壊的干渉によって生じたヌル１５０が存在する。

血管の深さ全体に亘る加熱プロファイルは図７Ｃに示されている。４つのワイヤの間に加熱の１つの広帯域１６６が存在する。

図８Ａは顎要素１７２の内面１７０の平面図を示す。例えばワイヤまたは金属の蒸着ストリップから作成された１対の導体ストリップ１７４は、上記の電極構成を提供する。導体ストリップ１７４は直線で平行である。上記のように、この構成の１つの副次的影響は、顎要素１７２の遠位端に向かう方向の約４分の３に送達されたマイクロ波エネルギー内にあるヌルである。図８Ｂは、顎要素１７２の内面１７０の平面図を示し、１対の平行な導体ストリップ１７６は、ヌル効果を低減または最小にするために直線である代わりに回旋状である遠位部を有する。回旋状の経路は、遠位端からの反射を低減させ、したがってヌルの大きさを低減させる手法で、伝送線路の長さを有効に増加させる。

図９は、本発明の別の実施形態である、電気外科鉗子２００内の同軸ケーブルと顎要素との間の連結界面の図を示す概略図である。この実施形態では、顎要素は、金属シェル２０４、例えば剛性プラスチック製の支持本体２０６、および活性電極を支持するための例えばセラミック製の誘電基部２０８を備える、３片の構造である。下部顎要素および支持本体および上部顎要素の誘電基部は、分かりやすくするために図９から割愛されている。別の実施形態では、顎要素はステンレス鋼本体から形成されてもよく、金金属化の部分は第１および第２の導電要素を提供するためにその上に形成される。この構成では、顎要素は、セラミックなどの絶縁材料から枢動機構を形成することにより、互いから電気的に絶縁されてもよい。例えば、ヒンジを使用する場合、ヒンジピンはセラミックから形成されてもよく、１つまたは複数のセラミックシムは、互いに摺動して通過できる顎の表面の間に位置付けられてもよい。

図１０は、顎要素２０１の３片を通る断面図を示す。顎要素２０１の内面２０７が２つの導電ワイヤ２１０、２１２を有することが分かる。第１の導電ワイヤ２１０は誘電基部２０８の上に装着され、誘電基部２０８は第１の導電ワイヤ２１０を第２の導電ワイヤ２１２から分離させ、ＲＦエネルギーおよびマイクロ波エネルギーの伝播を支持する。第２の導電ワイヤ２１２は金属シェル２０４の一部である。支持本体２０６は、金属シェル２０４と誘電基部２０８との間を有効に電気的に絶縁する充填部である。金属シェル２０４および支持本体２０６の外面は、顎要素に滑らかな外観を与えるように形状される。

各顎要素はそれぞれ独自の金属シェル２０４を有する。金属シェル２０４は、ヒンジ要素２１４を中心に互いに対して枢動可能である。ヒンジ要素２１４は、同軸ケーブル２０２の遠位端に固定された１対のヒンジバー２１６、および金属シェル２０４上の対応するスロット２２０と嵌合する１対の内方に突起したスタブを備える。使用時に同軸ケーブルは、金属シェル２０４がヒンジを中心に枢動し、それによって鉗子の顎を開閉させるために、包囲スリーブ（図示せず）に対して押したり引いたりされてもよい。

ヒンジ要素２１４は導電材料から作成されてもよく、また同軸ケーブル２０２の外部導体２２２と金属シェル２０４との間の導電性リンクとして作用してもよい。同軸ケーブル２０２の内部導体２２４は、銀、金またはあらゆる他の高い導電性の材料から作成された短い可撓性ワイヤなどの、分離した導電性リンク要素（図示せず）により第１の導電ワイヤ２１０に連結されてもよい。

図１１は、本発明の一実施形態である、電気外科鉗子４００に使用できる顎構成の一例の概略図を示す。鉗子４００は、スリーブ４０６の遠位端にヒンジで連結された１対の顎要素４０２、４０４を備える。スリーブ４０６はＲＦエネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギーを顎要素に伝えるための同軸ケーブル（図示せず）、ならびに顎開放機構を担持する。この構成では、顎開放機構は、スリーブを通って延在し遠位端で突出する、１対の可撓性プッシュロッド４０８を備える。各プッシュロッドはそれぞれの顎要素の裏側に取り付けられる。したがって顎要素４０２、４０４は、プッシュロッド４０８を延ばしたり縮めたりすることによって開閉されてもよい。

図１２は、本発明の一実施形態である、電気外科鉗子４５０に使用できるパンタグラフ型顎構成の概略図を示す。鉗子４５０は１対の顎要素４０２、４０４を備え、顎要素４０２、４０４はそれぞれ延長要素４１０上に枢動可能に装着され、次いで延長要素４１０はスリーブ４０６の遠位端上にヒンジで連結される。スリーブ４０６はＲＦエネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギーを顎要素に伝えるための同軸ケーブル（図示せず）、ならびに顎開放機構を担持する。この構成では、顎開放機構は、スリーブを通って延在し、その遠位端で突出する、プッシュロッド４１２を備える。プッシュロッド４１２はその遠位端に枢動可能に取り付けられた１対の剛性の固定長の連結ロッド４１４を有する。各連結ロッド４１４はそれぞれの顎要素の裏側に取り付けられる。したがって、顎要素４０２、４０４は、プッシュロッド４１２を延ばしたり縮めたりすることによって開閉されてもよく、それによって連結ロッドは顎要素４０２、４０４を引き離す。

図１２に示された実施形態では、顎要素は開閉中に実質的に平行のままであってもよい。

鉗子は以下の３段階を備える血管封止方法に使用されてもよい。
（１）血管の対向する側壁を互いに接近させるために、顎要素間の血管を締め付けることにより血管（例えばポリープの茎）に圧力を加える。
（２）組織内のコラーゲンを加熱し変性を通してコラーゲンを可動にさせるために、圧縮された組織にＲＦエネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギーを加える。
（３）血管を封止するために圧力を維持している間にコラーゲンを冷却できる。

Claims (23)

1. その間の空隙を開閉するために互いに対して枢動可能な１対の顎要素であって、前記対の顎要素は第１の顎要素、および前記第１の顎要素および第２の顎要素の近位端に位置付けられるピボットジョイントを介して前記第１の顎要素に回転可能に固定された前記第２の顎要素を備える、１対の顎要素と、
   前記空隙に隣接した前記対の顎要素に装着された１対の細長い導電要素と、
   無線周波数（ＲＦ）エネルギーおよび／またはマイクロ波エネルギーを伝えるための同軸ケーブルと
   を備え、
   前記ピボットジョイントは前記同軸ケーブルを受容するための孔を含み、
   前記対の細長い導電要素は前記同軸ケーブルに電気的に接続され、
   （ｉ）前記同軸ケーブルによって伝えられた前記ＲＦエネルギーに対する活性電極および戻り電極と、
   （ｉｉ）進行波としての前記マイクロ波エネルギーを支持するための不均一な不平衡損失伝送線路であって、前記不均一な不平衡損失伝送線路は前記進行波に沿って前記マイクロ波エネルギーのために非共振である、不均一な不平衡損失伝送線路と
   の両方として作用するように構成される、
   電気外科鉗子。
2. 前記対の顎要素は５ｍｍ以上の長さ、および２．４ｍｍ以下の最大幅を有する、請求項１に記載の電気外科鉗子。
3. 前記対の顎要素は、前記同軸ケーブルから離れて先細である湾曲した外面を有する、請求項１または２に記載の電気外科鉗子。
4. 前記同軸ケーブルは前記対の顎要素にその第１の端部で連結され、前記対の顎要素は前記同軸ケーブルから離れて長手方向に延在する、請求項１〜３のいずれか１項に記載の電気外科鉗子。
5. 前記対の顎要素は第１の顎要素および第２の顎要素を備え、前記第１の顎要素は前記空隙を横切る前記第２の顎要素上の第２の内面に対向する第１の内面を有し、前記第１の内面および前記第２の内面はそれぞれの顎要素に沿って長手方向に延在する、請求項４に記載の電気外科鉗子。
6. 前記対の細長い導電要素は、前記第１の内面上に装着された第１の細長い導電要素、および前記第２の内面上に装着された第２の細長い導電要素を備える、請求項５に記載の電気外科鉗子。
7. 前記対の細長い導電要素は、前記第１の内面上に装着された第１の細長い導電要素、および前記第１の細長い導電要素に平行で前記第１の細長い導電要素から分離した、前記第１の内面上に装着された第２の細長い導電要素を備える、請求項５に記載の電気外科鉗子。
8. 第２の対の細長い導電要素を含み、前記第２の対の細長い導電要素は前記第２の内面上に装着された第３の細長い導電要素、および前記第３の細長い導電要素に平行で前記第３の細長い導電要素から分離した、前記第２の内面上に装着された第４の細長い導電要素を備える、請求項７に記載の電気外科鉗子。
9. 前記第３の細長い導電要素および前記第４の細長い導電要素は、前記第１の細長い導電要素と前記第２の細長い導電要素を鏡写しにするように位置付けられる、請求項８に記載の電気外科鉗子。
10. 前記空隙を横切って互いに面する前記細長い導電要素は反対の極性からなる、請求項９に記載の電気外科鉗子。
11. 前記空隙を横切って互いに面する前記細長い導電要素は同じ極性からなる、請求項９に記載の電気外科鉗子。
12. 前記細長い導電要素は、０．２５ｍｍ以下の幅を有するワイヤまたはメッキ金属を備える、請求項１〜１１のいずれか１項に記載の電気外科鉗子。
13. 前記対の顎要素を開放構成の中に促すように配置されたバネを含む、請求項１〜１２のいずれか１項に記載の電気外科鉗子。
14. 前記ピボットジョイントは、前記第１の顎要素および前記第２の顎要素上に形成された協働係合要素を備える、請求項１〜１３のいずれか１項に記載の電気外科鉗子。
15. 前記同軸ケーブルおよび前記対の顎要素の上に装着されたスリーブを含み、前記スリーブは、前記空隙を開閉するために前記対の顎要素に対して摺動可能である、請求項１〜１４のいずれか１項に記載の電気外科鉗子。
16. 前記ピボットジョイントは前記同軸ケーブルに固定されたヒンジピンを備え、前記第１の顎要素および前記第２の顎要素は前記ヒンジピン上に枢動可能に装着される、請求項１〜１５のいずれか１項に記載の電気外科鉗子。
17. 前記第１の顎要素および前記第２の顎要素に固定された顎閉鎖部材を含み、前記顎閉鎖部材は前記同軸ケーブルに対して可動である、請求項１６に記載の電気外科鉗子。
18. 前記顎閉鎖部材は、前記同軸ケーブルに沿って延在するプルロッドまたは前記同軸ケーブルの周囲に装着されたプルスリーブである、請求項１７に記載の電気外科鉗子。
19. 複数の既定の分離位置の間で前記顎要素の相対運動が可能であるために、前記顎閉鎖部材に連結されたラチェット機構を含む、請求項１７または１８に記載の電気外科鉗子。
20. 前記細長い導電要素は回旋状の遠位部を有する、請求項１〜１９のいずれか１項に記載の電気外科鉗子。
21. 前記対の顎要素のそれぞれの顎要素はその近位端に補強シェルを有する、請求項１〜２０のいずれか１項に記載の電気外科鉗子。
22. 前記補強シェルは導電性材料から作成され、前記同軸ケーブルの外部導体と前記対の細長い導電要素の１つとの間に電気的に接続される、請求項２１に記載の電気外科鉗子。
23. 前記顎要素はその間に掴持された組織に圧縮力を伝送するように構成される、請求項２１または２２に記載の電気外科鉗子。
    

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