JP6960165B2 - 複数の処置様式を有する電気外科器具 - Google Patents

Description

本発明は、外科手術における止血のための電気外科器具に関する。より詳細には、本発明は、手術をしている臨床医が、器具を変更する必要なしに、所与のシナリオに応じてモードを選択することを可能とし得るように、複数の異なるモードで作動することが可能である電気外科器具に関する。

アルゴンプラズマ凝固法（ＡＰＣ）は、プラズマを送る外科プローブと障害との間で物理的接触を必要としない方式で、表面の出血を制御するための既知の外科技術である。ＡＰＣは、任意のタイプの外科手術、たとえば切開手術または腹腔鏡手術において使用することができる。ＡＰＣは、内視鏡でも実施することができ、それにより、アルゴンガスのジェットが、内視鏡を通るプローブを通して向けられる。アルゴンガスが放出される際のアルゴンガスのイオン化により、凝固を生じるプラズマが形成される。

より深部の組織の凝固を実施するために、マイクロウェーブエネルギを使用できることも知られている。

重大な出血の間に血管を収縮させるために、アドレナリンなどの液体薬剤を出血場所に投与することも知られている。

もっとも一般的には、本発明は、たとえば、臨床医が出血を制御できるように、血管を収縮させるために、（ｉ）表面凝固のためのプラズマ発生モード、（ｉｉ）たとえばマイクロウェーブエネルギを使用しての、より深い部分の凝固のための非イオン化放射モード、及び、（ｉｉｉ）液体を処置部位に搬送するための液体投与モードのいずれかで選択的な動作が可能である電気外科器具を提供する。これら作動モードは、たとえば、出血を抑えるためのタンポン法として、組織の管に圧力を適用するのに適切であるように物理的に構成された電気外科器具に提供され得る。

本発明の電気外科器具は、任意のタイプの手術、たとえば、（肝臓の切除などの）切開手術、腹腔鏡手術などにおける使用に適切である場合がある。たとえば、本器具は、たとえば内視鏡、腹腔鏡などの、外科検査デバイスの器具チャネル内にフィットするような寸法である場合がある。

このことは、第１の電極と第２の電極とを有することによって概して達成される。これら第１の電極と第２の電極とは、ガス流が存在し、液体チャネルがプローブ先端と流体連通する中で、第１の電極と第２の電極との間にプラズマを発生させる電界を維持することができる。より具体的には、上述の３つの作動モードを提供するために、本発明の第１の態様により、細長いプローブを有する電気外科器具であって、無線周波数（ＲＦ）及び／またはマイクロウェーブ電磁（ＥＭ）放射を搬送するための同軸伝達線と、ＲＦ及び／またはマイクロウェーブエネルギを受信するための同軸伝達線の遠位端におけるプローブ先端と、プローブ先端に液体を搬送するための液体チャネルと、プローブ先端にガスを搬送するためのガスチャネルと、を備え、同軸伝達線が、内側導電体、外側導電体、及び、内側導電体を外側導電体から分離する第１の誘電材料を含み、プローブ先端が、内部を通るプローブ先端チャネルを有する第２の誘電材料を備え、プローブ先端チャネルが液体チャネルと流体連通し、その遠位端においてアパーチャで終端しており、プローブ先端が、同軸伝達線の内側導電体に接続された第１の電極と、同軸伝達線の外側導電体に接続された第２の電極とを含み、第１の電極及び第２の電極が、プラズマ発生モードまたは非イオン化放射モードで選択的に作動可能であり、プラズマ発生モードにおいて、第１の電極及び第２の電極が、ガスチャネルからのガスの流路周りに配置され、それにより、同軸伝達線からのＲＦ及び／またはマイクロウェーブＥＭエネルギが、熱的または非熱的なプラズマを、流路に沿って搬送されたガス内で当てるとともに維持するように搬送可能であり、非イオン化放射モードにおいて、第１の電極と第２の電極との少なくとも一方が、プローブ先端から外側に、マイクロウェーブＥＭ場を放射するために、放射アンテナ構造として構成されている、電気外科器具が提供される。

使用時には、本器具は、上述の３つの作動モードのいずれかで使用することができる。プラズマ発生モードでは、ガスがガスチャネルを通って搬送され、ＲＦ及び／またはマイクロウェーブエネルギが、ガス内でプラズマを当てるとともに維持するために使用される。ＲＦエネルギは、プラズマを当てるための最初のパルスとして搬送され得、一方、マイクロウェーブエネルギは、最初のパルスの後に、プラズマを維持するために搬送され得る。非イオン化放射モードでは、マイクロウェーブエネルギは、ガスが無い中でプローブ先端に搬送され得る。このモードでは、放射アンテナ構造により、マイクロウェーブのＥＭ場が放射される。液体投与モードでは、液体が液体チャネルに沿って、アパーチャを通して処置部位に搬送される。このことは、ガス及びＲＦ／マイクロウェーブエネルギがない中で行われるのが好ましい。

本器具は、ＲＦエネルギが第１の電極と第２の電極との間の、デバイスの外で結合される、ＲＦ搬送モードで選択的に作動可能である場合がある。ＲＦエネルギは、たとえばデバイスが非イオン化放射モードにある際に、マイクロウェーブＥＭエネルギとは分けて、またはマイクロウェーブＥＭエネルギと同時に搬送され得る。

第１の電極と第２の電極とは、プラズマ発生モードと非イオン化放射モードとにそれぞれ関する異なる構成を取るために、互いに対して移動可能である場合がある。たとえば、第１の電極は、非イオン化モードで作動する際に、細長いプローブの長手軸に沿って、第２の電極の遠位端を越えて突出するように、移動可能である場合がある。各電極の相対移動は、ユーザによって所与の作動モードが選択されると、自動的に生じる場合がある。

好ましくは、ガスチャネル及び液体チャネルは、分離した通路である。すなわち、器具の遠位端に達する前は、互いに流体連通していない。液体チャネルとガスチャネルとの一方または両方は、同軸伝達線の内側に位置している場合がある。すなわち、外側導電体の外径の内側にある通路として位置している場合がある。たとえば、液体チャネル及び／またはガスチャネルは、第１の誘電体を通る長手方向の通路によって形成され得る。別の実施例では、内側導電体は、中空である場合がある。すなわち、内部を通る１つまたは複数の長手方向の通路を有する場合がある。このため、液体チャネル及び／またはガスチャネルは、同軸伝達線の内側導電体の内側に位置している場合がある。この構成により、よりコンパクトなデバイスが可能になり得る。

本明細書では、「マイクロウェーブ」は、４００ＭＨｚから１００ＧＨｚの周波数レンジを示すために概して使用され得るが、１ＧＨｚから６０ＧＨｚのレンジが好ましい。検討した特定の周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、及び２４ＧＨｚである。対照的に、本明細書では、大きさが少なくとも３桁少ない周波数レンジ、たとえば、３００ＭＨｚ以下、好ましくは、１０ｋＨｚから１ＭＨｚの周波数レンジを示すために、「無線周波数」または「ＲＦ」を使用する。

絶縁破壊を生じることなくＲＦエネルギを搬送するために、同軸伝達線の内側導電体と外側導電体とを分ける誘電材料は、マイクロウェーブエネルギのみが同軸伝達線に沿って搬送される場合、必要より高い絶縁耐力（すなわち、より高い絶縁破壊電界強度）を有し得る。このことは、ＲＦエネルギとマイクロウェーブエネルギとの両方で使用するのに適切である絶縁耐力の単一層の誘電材料、たとえば、ポリイミド（たとえばＫａｐｔｏｎ（登録商標））、または、１ＭＨｚで３．０を超える誘電率を有する適切なセラミックを使用することによって成される場合がある。別の実施形態では、第１の誘電材料は、第１の絶縁耐力を有する誘電材料で形成された第１の層と、第２の絶縁耐力を有する誘電材料で形成された第２の層とを含み、第２の絶縁耐力が第１の絶縁耐力より低い、複数層の誘電構造を備える場合がある。第２の層の誘電材料は、マイクロウェーブエネルギに関する損失が低いように、すなわち、マイクロウェーブＥＭエネルギの周波数において、２．１未満の誘電率と、０．０００３未満（好ましくは、０．０００１以下）の損失正接とを有するように選択され得る。第１の層は、第２の層よりも薄い場合がある。第１の層は、ＲＦエネルギを搬送する際に、絶縁破壊に対して保護するように機能する場合がある。第１の層の厚さは、好ましくは、誘電損失の増大が無視できることを確実にするように選択される。複数層の構造は、第３の絶縁耐力を有する誘電材料で形成された第３の層を備えている場合がある。第３の絶縁耐力は、第２の絶縁耐力よりも高く、また、第１の絶縁耐力と同じである場合がある。第３の層は、第２の層の、第１の層から反対側に位置している場合がある。一実施例では、複数層の構造は、拡張されたＰＴＦＥの層を挟み込んだ一対のＫａｐｔｏｎ（登録商標）層を備える場合がある。別の実施例では、複数層の構造は、ポリエチレン発泡材料（たとえば、ｅｃｃｏｓｔｏｃｋ（登録商標）ＰＰ）の層を挟み込んだ一対のフッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）層を備える場合がある。

同軸伝達線は、１０ｍｍ以下の外径、より好ましくは、５ｍｍ以下の外径を有する場合がある。もっとも好ましくは、同軸伝達線は、細長いプローブを内視鏡のチャネル内に置くことができるように、２．５ｍｍ以下の外径を有する場合がある。内側導電体を外側導電体から分離する誘電材料は、厚さが１ｍｍ以下である場合があり、より好ましくは、０．５ｍｍ以下の厚さである。誘電材料の誘電率は、５以下である場合があり、より好ましくは３以下、もっとも好ましくは２．５以下である。誘電材料は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）である場合がある。内側導電体または外側導電体の少なくとも一方は、銀で形成され得る。内側導電体と外側導電体との厚さは、５０ミクロン以下である場合があり、好ましくは２５ミクロン以下、もっとも好ましくは１０ミクロン以下である。これら厚さは、ＲＦエネルギ及びマイクロウェーブＥＭエネルギを同軸伝達線に沿って搬送するのに十分であるが、内側導電体が、内部を通して形成された１つまたは複数の通路を有することを可能にするのに十分な小ささである。

プローブ先端は、処置の間に出血部位に圧力を適用するのに適切であるように物理的に構成されている場合がある。たとえば、プローブ先端は、同軸伝達線の遠位端に接続された近位端と、圧力スポットをターゲットエリアに適用するのに適切であるように、輪郭が平滑な方式の形状の、近位端とは反対側の遠位端とを有している場合がある。プローブ先端チャネルは、近位端と遠位端とを結合している。アパーチャは、プローブ先端チャネルの遠位端に位置している。

プローブ先端は、任意の適切な方式、たとえば、クリンプ加工、はんだ付け、接着剤などで同軸伝達線に接続され得る。

放射アンテナ構造は、第１の電極で形成された単極構造である場合があるか、第１の電極と第２の電極との両方で形成された双極子アンテナである場合がある。放射アンテナ構造は、第１の電極、第２の電極、または、第１の電極と第２の電極との両方の組合せのいずれかで形成された電気的導電構造を備えている場合がある。導電構造は、プローブ先端の表面上に位置する場合があり、やはり、少なくとも部分的に材料内に埋め込まれている場合がある。

筒状の等方性のマイクロウェーブの場を放射することを可能にするために、導電構造及び／またはプローブ先端全体は、筒状に対称的である場合がある（本明細書では、別様に述べられていない限り、「対称軸」は筒状対称の軸に言及している）。これにより、プローブの使用時に、マイクロウェーブの場の向きが、対称軸周りのプローブ先端の回転とは無関係であることが確実になっている。プローブ先端チャネルの長手軸（すなわち、同軸伝達線の軸と整列した軸）は、好ましくは、プローブ先端自体の対称軸に平行である。より好ましくは、プローブ先端の対称軸は、プローブ先端チャネルの長手軸と同じであり、それにより、プローブ先端の対称軸に沿って見た際に、プローブ先端チャネルがプローブ先端の中心に位置するようになっている。プローブ先端は、ドーム状、円錐状、切頭円錐状、またはボール形状である場合がある。代替的には、プローブ先端は、半球形の遠位端セクションと一体に形成された筒状セクションを含み得る。プローブ先端が同軸伝達線に接続されている場合、（少なくとも遠位端に近い領域における）同軸伝達線と、プローブ先端チャネルとは、ほぼ同じ長手軸を有する場合がある。

第２の誘電材料は、好ましくは損失が少ない、機械的に強力な材料である。ここで、「損失が少ない」は、材料の内部を通るマイクロウェーブが、その材料内へのエネルギの実質的損失なしで通り得る材料に言及している。第２の誘電材料は、好ましくは、プローブ先端の実質的な変形を生じることなく、器具を使用して、機械的圧力が出血場所に加えられるように、十分な剛性を有している。第２の誘電材料は、ＰＥＥＫまたは適切なセラミック、たとえば、Ｍａｃｏｒ（登録商標）である場合がある。第２の誘電材料は、第１の誘電材料と連続している場合がある。

プラズマ発生モードで作動するために、プラズマを当てるための高い電界が、プローブ先端におけるＲＦエネルギまたはマイクロウェーブＥＭエネルギのいずれかに関する、高いインピーダンス条件を形成することによって発生し得る。このことは、第１の電極及び第２の電極に関する適切な幾何学形状の選択を通して達成することができる。たとえば、石英または他の同様に損失の低い材料などの、絶縁誘電材料のピースは、第１の電極と第２の電極との間に位置し得る。絶縁誘電材料は、プローブ先端を形成する第２の誘電材料と同じである場合があり、やはり、第２の誘電材料と連続している場合がある。

プラズマ発生モードでは、プローブ先端によって受領されるＲＦエネルギは、プラズマを当てるためのものでよく、高電圧パルスとして受領され得る。高電圧パルスは、所定の期間のＣＷ ＲＦエネルギである場合がある。すなわち、たとえば、１００ｋＨｚの周波数の正弦波の１ｍｓのバーストなどの、一連の（すなわち、複数の）ＲＦサイクルを含んでいる場合がある。マイクロウェーブエネルギは、プラズマを維持するために使用することができる。すなわち、イオン化状態を維持するために、プラズマに出力を送る。この出力は、やはりパルスとして受信される場合がある。プラズマは、準連続的なプラズマのビームを生成する方式で連続して当てられる場合がある。ＲＦエネルギのみを使用する、デバイスにわたるこの構成の利点は、プラズマが、容量性の負荷、または、乾燥した環境から湿潤した環境への変化に起因して崩壊しないことである。プラズマ発生モード（及び維持モード）から、電気外科器具は、やはり、より深い部分の凝固に適切である、マイクロウェーブ放射モードに切り替えることが可能である。このモードでは、第１の電極及び／または第２の電極で形成された導電構造が、上述のマイクロウェーブを放射するアンテナ構造として作用することが可能である。

加熱（好ましくは、内部加熱）、そしてひいては、凝固が、プローブ先端の遠位端と、やはりプローブ先端の側部の周りとの両方において生じることが望ましい。加熱は、プローブ先端の遠位端においてもっとも強いものとされるが、この理由は、もっとも強い加熱が近位端にある場合、遠位端に向かって加熱が弱まることにより、プローブ先端の長さに沿って加熱が一様ではなくなる結果となる場合があるためである。プローブ先端の遠位端においてもっとも強い加熱を得るために、マイクロウェーブ／ＲＦエネルギは、好ましくは、プローブ先端の遠位端かその近位に位置する（第１の電極と第２の電極との一方または両方によって形成される）導電構造の一部に、伝達線構造を介して供給されることが好ましい。近位端における接続が可能であるが、使用時に、近位端と遠位端との間で出力がいくらか低下する場合があることから、好ましくはない。この近位端と遠位端との間での出力の低下は、構造に接触する生体組織によるマイクロウェーブ／ＲＦエネルギの吸収が原因である。

一実施形態では、プローブ先端は、らせん状の電気的導電構造を含む場合がある。このらせん状の電気的導電構造は、プローブ先端の近位端またはその近位に位置する供給ポイントにおいて同軸伝達線に接続された、第１の外側らせん状電極と、この第１の外側らせん状電極と同じピッチを有する内側らせん状電極とを含み得る。第１の外側らせん状電極は、プローブ先端の外側表面に配置されており、内側らせん状電極は、第１の外側らせん状電極の径方向内側に配置されており、また、少なくとも部分的に外側表面の下において、プローブ先端の誘電材料内に埋め込まれている場合がある。

導波路または伝達線構造は、内側らせん状電極と第１の外側らせん状電極との間に形成される。したがって、第１の外側らせん状電極と内側らせん状電極とは、導電材料のストリップで形成される場合があり、内側らせん状電極は、第１の外側らせん状電極よりも小である直径を有するとともに、第１の外側らせん状電極とほぼ平行な経路をたどって、第１の外側らせん状電極と内側らせん状電極との対面している（内側）表面間での著しいオーバーラップを確実にし、それらの間でのＲＦまたはマイクロウェーブＥＭエネルギを搬送する。ともに、内側らせん状電極と第１の外側らせん状電極とは、プローブ先端の近位端における供給ポイントからプローブ先端の遠位端にエネルギを搬送するように構成された、らせん状マイクロストリップの伝達線を形成し得る。

代替的構成では、らせん状の電気的導電構造は、プローブ先端の外側表面上に、軸方向にオフセットした関係で形成された第１のらせん状電極と第２のらせん状電極とを備えている。第１のらせん状電極と第２のらせん状電極とは、互いから電気的に絶縁されて、同一平面にある伝達線を形成する。

マイクロストリップ内の２つのらせん状の電極、または、上述の同一平面にある構成によって形成される、らせん状の電気的導電構造のインピーダンスは、同軸伝達線にマッチしている場合がある。このことは、マッチングトランスを使用して、または、構造の特性インピーダンスが約５０Ωであるように、構造の幾何学形状を選択することによって成される場合がある。

ＥＭエネルギをプローブ先端の遠位端に供給するためのマイクロストリップ伝達線に加え、第１の外側らせん状電極に対して正反対の第２の外側らせん状電極が、プローブ先端の外側表面上に配置されている場合がある。外観では、正反対の第２の外側らせん状電極が、軸方向の決まったオフセットで第１の外側らせん状電極に対して平行に通っており、それにより、第１の外側らせん状電極のコイルと第２の外側らせん状電極のコイルとが互い違いになっている。第２の外側らせん状電極は、第１の外側らせん状電極と同一であるか、実質的に同一である場合がある。その遠位端において、第２の外側らせん状電極は、内側らせん状電極に接続されている場合があり、それにより、マイクロウェーブまたはＲＦエネルギが、らせん状マイクロストリップ伝達線によってプローブ先端の遠位端に伝達される際に、対応するマイクロウェーブまたはＲＦ信号が第１の外側らせん状電極と第２の外側らせん状電極との間に励起され得るようになっている。このエネルギは、次いで、第１の外側らせん状電極と第２の外側らせん状電極との間のらせん状の空間に沿って、プローブ先端の近位端に向かって戻る。内側らせん状電極の遠位端と第２の外側らせん状電極との間の接続は、プローブ先端のアパーチャをカバーせず、それにより、アパーチャが閉塞されないようになっている。この場合、内側らせん状電極は内側導電体に接続されており、第１の外側らせん状電極は、プローブ先端の遠位端に位置する供給ポイントにおいて、外側導電体に接続されている。第２の外側らせん状電極の近位端は、電極の短絡を避けるために、開かれている。

アルゴンプラズマ凝固法（ＡＰＣ）などのプロセスを実施することを可能にするために、ガスチャネルの出力が、その位置により、高エネルギの電界が形成され得る、第１の電極と第２の電極との間の領域にわたって、ガスチャネルを出るガスが通る、ある位置に位置していることが必要である。このため、高エネルギの電界が第１の電極と第２の電極との間に発生すると、前述の電界を通るガスがイオン化されて、プラズマを発生させることになる。第１の電極と第２の電極との分離により、電界の大きさが判定される。上述のらせん状の構造では、らせん状の電極の分離は、プラズマの発生が生じる場所を制御するために、すなわち、選択的イオン化の場所を形成することにより、らせんに沿って変化する場合がある。

環状の断面を有するガスチャネルは、同軸伝達線の外側表面の外側に位置する外側ジャケットによって規定され得る。この場合、ガスチャネルは、ジャケットの内側表面と、同軸伝達線の外側表面との間の空間によって規定される。スペーサが、十分な量のガスが邪魔されずに通ることができることを確実にするように、ジャケットと同軸伝達線との間に十分な空間があることを確実にするために、採用され得る。代替的には、ジャケットの内側表面は、同軸伝達線の外側表面と接触している場合があり、また、ガスチャネルは、ジャケット自体の壁に沿って通るボアとして形成され得る。

流入ポートは、加圧ガスキャニスタなどのガス供給源に接続するために、ガスチャネルの近位端に位置している場合がある。ガス供給源は、アルゴンまたは任意の他のガス、たとえば、二酸化炭素、ヘリウム、窒素、空気と任意のこれらガスとの混合物、すなわち、１０％の空気／９０％のヘリウムの供給源である場合がある。ガスチャネルの遠位端においては、チャネルの近位端において流入ポートに供給されるガスは、第１の外側らせん状電極と第２の外側らせん状電極との表面にわたって外に供給され、それにより、プラズマが、電極間の高電界に当たることができるようになっている。

別の実施形態（本明細書では、「リング構成」と呼ばれる）では、第１の電極は、内側導電体の長手方向の延長として形成される場合がある、プローブ先端チャネルの内側表面上の導電シェルの形態である場合がある。第２の電極は、プローブ先端の第２の誘電材料の外側表面上の導電リングの形態である場合がある。導電リングは、外側導電体に、好ましくは第２の誘電材料の外側表面上に位置する導電材料のストリップによって、電気的に接続されている。第１の電極と第２の電極とは、好ましくは、それらの間の回路の短絡を避けるために、互いから電気的に絶縁されている。

リング構成では、第１の電極と第２の電極との間に発生する高電界がプラズマにぶつかるために、ガスチャネルは、たとえば上述の外側ジャケットの構成を使用するか別の方法により、その遠位端を、第１の電極と第２の電極との間の領域か、この領域の近位に有していなければならない。液体を生体組織のターゲットエリアに投与するために、液体チャネルは、やはり、プローブ先端チャネルと流体連通していなければならない。

したがって、代替的実施形態では、ガスチャネルを液体チャネルから分離するために、多腔構造は、同軸伝達線の内側導電体によって形成された中空チャネルの内側に位置している場合がある。多腔構造の一実施形態では、中心の液体チャネルが規定され得、この中心の液体チャネルは、１つまたは複数の仕切り壁によって液体チャネルから分離された、１つまたは複数の周囲のガスチャネルによって囲まれている。多腔構造の遠位端は、液体放出アパーチャと、少なくとも１つのガス放出アパーチャとを有しており、液体チャネルと、少なくとも１つのガスチャネルとがそれぞれ終端している。多腔構造の外径は、同軸伝達線の内側導電体によって規定された中空チャネルの直径以下である。別の実施形態では、保護コーティングが、同軸伝達線の内側導電体の内側表面上に位置している場合がある。この場合、多腔構造は、内側コーティングの内側表面によって形成された中空チャネルの内側に位置している。多腔構造は、この多腔構造が位置するチャネルから除去可能である場合があり、それにより、異なる手順に、この手順の要請に応じて、異なる構造が使用され得るようになっている。多腔構造の遠位端表面は、同軸伝達線の遠位端に位置している場合がある。この場合、ガスがガスチャネルを出て、第１の電極と第２の電極との間に位置する領域に入るために、ガス放出チャネルは、ガスチャネル間に設けられ得、外側導電体の外側表面、または、プローブ先端の外側表面のガス放出アパーチャで終端する。ガス放出チャネルは、好ましくは、ガスチャネルに対して傾斜した向きになっている。ガス放出チャネルは、内側導電体、外側導電体、第１の誘電材料、及び第２の誘電材料の１つまたは複数を通り得る。複数のガス放出チャネルが存在し得る。

ガスが器具に搬送される方法に応じて、ガスは、ガスが有効であるために、適切な流れに導かれる必要がある場合がある。このことは、ガス放出アパーチャ（複数可）の周囲のガスチャネルを、ガスを所望の位置、たとえば、２つの電極が密に近接している領域（すなわち、上述の選択的にイオン化している領域）に向けるように成形することによって達成することができる。ガスの流量は、やはり、ガスチャネルの断面積（各ガスチャネルの断面積は、その長さのほとんどに沿って一定であることが好ましい）、ガス放出アパーチャの断面積、そして特に、ガスチャネル（複数可）の断面積に対するガス放出アパーチャの断面積のサイズを調整することによって変更することができる。たとえば、ガス放出アパーチャにおける流量を増大させるために、ガス放出アパーチャの断面積は、ガス放出アパーチャが終端するガスチャネルの断面積より小である場合がある。

別の実施形態では、第１の電極と第２の電極とは、プローブ先端の外側表面の第１の導電ストリップと第２の導電ストリップとの形態である場合がある。第１の導電ストリップと第２の導電ストリップとは、好ましくは、アパーチャの両側に位置している。各ストリップは、プローブ先端チャネルの長手軸を見下ろした際に、２つのストリップがほぼ直線、及び／またはほぼ平行に見えるように、配置され得る。第１の導電ストリップは内側導電体に接続されており、第２の導電ストリップは外側導電体に接続されている。第１の導電ストリップと第２の導電ストリップとは、好ましくは、それらの間に回路の短絡が生じることを避けるために、互いから電気的に絶縁されている。この構成では、ガスチャネルは、上述の多腔構造の一部として、または、外側ジャケットが外側導電体から離間した結果としての、いずれかで提供され得る。導電ストリップ間の距離は、遠位の先端において選択的にイオン化させるために、それら導電ストリップがデバイスの遠位端に近付くにつれて減少する場合がある。

別の実施形態では、第１の電極は、第２の誘電材料の外側表面上の第１の導電ストリップの形態である場合があり、第１の導電ストリップは、第２の誘電材料の外側表面の両側に配置され、プローブ先端の遠位端において交わる、第１のリムと第２のリムとを備えている。第１の導電ストリップは、導電材料のストリップをプローブ先端の周りに巻くことによって形成され得る。第１の導電ストリップは、好ましくは、プローブ先端の遠位端において、同軸伝達線の内側導電体に接続されている。したがって、この実施形態では、同軸伝達線の内側導電体、より好ましくは、同軸伝達線の全体が、プローブ先端の遠位端まで全体に延びることが好ましい。導電性の接続構造は、内側導電体を第１の導電ストリップと接続するために、プローブ先端の遠位端に位置する場合がある。この実施形態では、第２の電極は、第２の誘電材料の外側表面上に位置する第２の導電ストリップの形態である場合がある。第２の導電ストリップは、好ましくは、プローブ先端の外側表面上の、第１の導電ストリップの第１のリムと第２のリムとの間の約半分の位置に位置している。より好ましくは、第２の導電ストリップは、第１の導電ストリップの第１のリムと第２のリムとの各々から９０度離れている。第２の電極は、第２の導電ストリップに対して反対側の位置におけるプローブ先端の外側表面に位置している第３の導電ストリップをも含む場合がある。好ましくは、第３の導電ストリップは、第２の導電ストリップとは反対側の、第１の導電ストリップの第１のリムと第２のリムとの間の約半分の位置に位置している。第２の導電ストリップと同様に、第３の導電ストリップは、好ましくは、第１の導電ストリップの第１のリムと第２のリムとの各々から９０度だけ離れている。第２の導電ストリップと第３の導電ストリップとは、好ましくは、それらの近位端において、同軸伝達線の外側導電体に接続されている。好ましくは、同軸伝達線の外側導電体は、プローブ先端の近位端またはその近位において、互いに対して正反対に位置している第１の導電突起と第２の導電突起とを有している。第２の導電ストリップと第３の導電ストリップとの各々の近位端は、このため、第１の導電突起の外側端部と第２の導電突起の外側端部とを同軸伝達線の外側導電体に電気的に接続するために、第１の導電突起の外側端部と第２の導電突起の外側端部とに接続されている。上述の実施形態では、プローブ先端の外側表面は、４つのほぼ等しい領域に分割されており、これら領域の各々は、第１の導電ストリップ、第２の導電ストリップ、及び第３の導電ストリップの内の２つによって境界が定められている。このため、使用時には、導電ストリップの隣接する各対間に電界が生じる場合があり、プラズマ発生モードにおいて、プローブ先端の外側表面の周りの全体にプラズマを形成することを可能にする。代替的実施形態では、液体チャネルとガスチャネルとは、同じチャネルである場合がある。

液体は、プローブ先端から、第１の端部と第２の端部とを有する、中空ニードル、たとえば皮下注射用ニードルによって搬送され得る。このニードルは、プローブ先端チャネルの遠位端においてアパーチャを通っている。ニードルの第１の端部は、液体チャネルと流体連通している場合があり、そうして、液体チャネル内の液体がニードルに入ることができ、ニードルの第２の端部は、液体を、プローブ先端チャネルの外側に位置しているターゲットエリアに搬送するように構成され得る。ニードルの使用により、制御され、安定した液体の流れをターゲットエリアに適用することが可能になる。ニードルは、液体チャネルの長さ全体に関して延びる場合がある。

さらに、ニードルは、後退位置と露出位置との間で調整可能である場合があり、ニードルが露出位置にある場合には、ニードルの第２の端部がプローブ先端の外に位置している、すなわち、ターゲットエリアに接触しているか密に近接しており、ニードルが後退位置にある場合には、ニードルの第２の端部はプローブ先端の内部にあるままである。代替的には、ニードルが後退位置にある場合には、ニードルの第２の端部は、全体が同軸伝達線内、または、プローブ先端が接続された液体チャネル内に後退している場合がある。露出位置と後退位置との間でのニードルの調整を有効にするために、電気外科器具には、ニードル調整手段が設けられている場合がある。たとえば、ガイドワイヤがニードルの第１の端部またはその近位に取り付けられている場合があり、このガイドワイヤが液体チャネルに沿って通っており、それにより、ニードルの調整が液体チャネルの近位端から制御できるようになっている。これにより、デバイスの使用中におけるニードルの調整が可能である。ニードル供給チューブは、やはり、ニードルの第１の端部に取り付けられて、ターゲットエリアに投与する液体をニードルに供給する場合がある。この方法で、液体の搬送は、より注意深く制御することができ、液体を投与するために、チャネル全体に液体を流すことは不要である。このことは、液体をより経済的に使用する結果になり得る。

ニードルの少なくとも一部は、プローブ先端チャネル内に位置し得、また、より安定させるために、プローブ先端チャネルの壁に添付されている場合がある。ニードルは、露出位置と後退位置との間での調整の間に、ニードルの長手軸が、プローブ先端チャネルの長手軸に対するその向きを変更しないことを確実にするために、プローブ先端チャネルの壁のニードルガイド構造内に位置している場合がある。これにより、ニードルの調整の間により大きく制御することが可能になり、また、たとえば、器具が使用されている際の調整の間に、ニードルが生体組織を越えて左右にこすられないことを確実にし得る。プローブ先端チャネルの内側表面が導電材料を含む場合、ニードルは好ましくは、たとえば、導電シェルの内側表面全体をカバーするか、代替的には、ニードルが前述の内側表面に接触する部分のみをカバーする場合がある絶縁材料（たとえば、Ｋａｐｔｏｎ（登録商標）またはＰＦＴＥ）の層により、前述の導電材料から絶縁されている。第１の電極と第２の電極とが同軸のプラズマ発生構成にある場合では、プローブ先端チャネルの内側表面よりむしろ、第２の電極の内側表面が、このパラグラフの目的について関連する表面である。

ニードルの最大の直径は、アパーチャまたはプローブ先端チャネルの最小の直径より小である場合がある。この場合、プラグが、ニードルとプローブ先端チャネルの壁との間に液密シールを形成するように設けられ得る。そのようなシールは、液体が露出位置にある場合に、ニードルからターゲットエリアへの液体の注入を可能にするが、ニードルが後退位置にある場合、血液及び他の体液のプローブ先端内への逆流を防止している場合がある。すなわち、シールが逆止弁を備え得る。プラグは、アパーチャに詰められる、非剛性であるか、弾性的に変形可能な材料で形成されている場合があり、それにより、ニードルが露出位置にある場合に、プラグがニードルの外側表面に内向きの圧力を加えて液密シールを形成し、ニードルが後退位置にある場合に、プラグの弾性的に変形可能である性質により、プラグを貫通する穴が存在しないことが確実であるようになっている。すなわち、ニードルが通ることができる穴を閉じてシールしている。プラグのもっとも外側の端部は、プローブ先端の表面と同一面に置かれている場合があり、また、連続した表面を形成するような形状である場合がある。代替的には、プラグは、プローブ先端チャネルの内側に位置している場合があり、そのもっとも外側の端部は、アパーチャから離間している。プラグは、任意の適切に耐久性のある材料、たとえば、シリコン、ＰＥＥＫ、またはＰＴＦＥとすることができる。

器具の寸法の選択においては、同軸伝達線を形成する層の厚さと、内側導電体の内側表面によって規定される中空部の直径とを両立させる。このことは、ガスと液体との搬送のための適切な流量を提供する一方、システムのエネルギの損失を最小にすることを目的としている。

同軸伝達線は、１０ｍｍ以下の外径、より好ましくは、５ｍｍ以下の外径を有する場合がある。もっとも好ましくは、同軸伝達線は、２．５ｍｍ以下の外径を有する場合がある。このため、細長いプローブは、たとえば内視鏡、腹腔鏡などの、外科検査デバイスの器具チャネル内にフィットするようなサイズである場合がある。内側導電体を外側導電体から分離する第１の誘電材料は、厚さが１ｍｍ以下である場合があり、より好ましくは、０．５ｍｍ以下の厚さである。第１の誘電材料の誘電率は、５以下である場合があり、より好ましくは３以下、もっとも好ましくは２．５以下である。第１の誘電材料は、拡張されているか低密度のポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、すなわち、Ｐｌａｓｔｏｌｏｎ（登録商標）などの、エアポケットを包含するＰＴＦＥマトリクスを有する材料である場合がある。ナイロンまたはポリウレタンなどの、他の材料も、使用され得る。

第１の誘電材料の厚さ及び誘電率などの特性は、第１の誘電材料が、少なくとも４００Ｖ、好ましくは８００ＶのＲＦピーク電圧に耐えることができるように選択され得る。絶縁破壊の保護のこのレベルは、第１の誘電材料のみによって提供され得る。しかし、いくつかの実施例では、より高い絶縁耐力の材料（たとえば、Ｋａｐｔｏｎ（登録商標））のさらなる層が提供され得る。

プローブ先端は、同軸伝達線の外径以下の最大直径を有する場合がある。器具を容易に移動させることを可能にするために、特に、外科検査デバイスの器具チャネルを通して器具が挿入されている実施例において、プローブ先端の軸方向の長さは、１０ｍｍ以下であることが好ましい。

放射アンテナ構造を形成する電気的導電構造は、可撓性である場合がある。すなわち、器具が定位置に移動する際に曲がることが可能である。この構造が可撓性である場合、その構成の制約はより少ない。電気的導電構造は、半波長共鳴器または４分の１波長共鳴器として構成され得る。

内側導電体または外側導電体の少なくとも一方は、銀で形成され得る。内側導電体と外側導電体との厚さは、５０ミクロン以下である場合があり、好ましくは２５ミクロン以下、もっとも好ましくは１０ミクロン以下である。これら厚さは、マイクロウェーブエネルギを同軸伝達線に沿って搬送するのに十分であるが、中空の内側導電体の内側表面によって規定される中空部のサイズを最大にするために、可能な限り小さくなっている。

ニードルは、液体チャネルを通ってフィットするために、かつ、やはりニードルに必要とされる空間の量を最小にするために、好ましくは、１ｍｍ以下の直径を有し、より好ましくは、０．５ｍｍ以下である。いくつかの実施形態では、液体チャネルの直径は、液体チャネルとニードルとの間のタイトフィットを達成するために、ニードルの直径とほぼ同じである場合がある。液体チャネル及びニードルの主要な目的が、液体を処置部位に搬送することであるが、たとえば、ニードルを洗浄するために、液体チャネルを通してガスを搬送することが可能である場合がある。いくつかの状況においては、ガスは、マイクロウェーブエネルギを適用するのと同時に、ニードルを通して搬送される場合がある。この状況では、マイクロウェーブエネルギがガスからのプラズマに当たることが可能である場合がある。この実施例は、上述のプラズマ発生モードにおいて使用されるプラズマ発生源よりも集中したさらなるプラズマ発生源を提供する場合がある。

より概略的には、電気外科器具は、以下の３つの主要な作動モードを有している。
（ｉ）液体チャネルからの液体が、プローブ先端のアパーチャを介してターゲットエリアに投与される、液体投与モード。

（ｉｉ）第１の電極と第２の電極とによって形成された導電構造が、放射アンテナ構造として作用して、ＲＦ及び／またはマイクロウェーブＥＭエネルギを周囲の生体組織内に放出する、非イオン化放射モード。

（ｉｉｉ）ＲＦエネルギが、第１の電極と第２の電極との上、及び／または間を通るガス内でプラズマを当てる、第１の電極と第２の電極との間の電界を生成するために使用され、マイクロウェーブエネルギがプラズマを維持するために供給される、プラズマ発生モード。

本発明の第２の態様は、凝固を実施するための電気外科装置であって、マイクロウェーブＥＭエネルギを発生させるためのマイクロウェーブ信号発生器と、マイクロウェーブＥＭ周波数より少ない周波数を有する無線周波数（ＲＦ）ＥＭエネルギを発生させるためのＲＦ信号発生器と、マイクロウェーブ／ＲＦ ＥＭエネルギを受信するように接続された上述の電気外科器具と、マイクロウェーブ／ＲＦ ＥＭエネルギをプローブに搬送するための供給構造であって、供給構造が、同軸伝達線をマイクロウェーブ信号発生器に接続するためのマイクロウェーブチャネル、同軸伝達線をＲＦ信号発生器に接続するためのＲＦチャネル、電気外科器具にガスを供給するように接続されたガス供給部、及び、電気外科器具に液体を供給するように接続された液体供給部を有する、供給構造と、を備え、装置が、表面凝固のためのプラズマ発生モードであって、それにより、プローブ先端に搬送されるマイクロウェーブＥＭエネルギ及びＲＦエネルギが、第１の電極と第２の電極との間にガスプラズマを当てるとともに維持するように構成されている、プラズマ発生モードと、非イオン化放射モードであって、それにより、プローブ先端に搬送されたマイクロウェーブＥＭエネルギが、組織の凝固のために、非イオン化ＥＭ場をプローブ先端から外に向けて放射するように構成されている、非イオン化放射モードと、液体投与モードであって、それにより、液体が、液体供給部、液体チャネル、及びプローブ先端チャネルの遠位端におけるアパーチャを介してターゲットエリアに供給される、液体投与モードとで、作動可能である、電気外科装置を提供する。

好ましい実施形態では、上述の３つの作動モードの内の１つのみが、任意の所与の時間において作動していることを確実にするために定位置にある機構が存在する。さらに、３つの作動モードすべてが容易に利用可能であり、それにより、それら作動モード間の切替えを迅速に達成できるようになっていることが好ましい。ニードルが液体を投与する必要がない場合にニードルが後退位置に位置することができるように、調整可能であるニードルを有することにより、器具がマイクロウェーブ放射モードまたはプラズマ発生モードにある際に、ニードルが露出していないことを確実にすることができる。好ましくは、この器具は、ニードルが露出位置にある間、マイクロウェーブ放射モードまたはプラズマ発生モードの使用を物理的に抑制するためのロック機構を含んでいる。このロック機構は、マイクロウェーブ放射またはプラズマ発生に必要である電気的接続が、ニードルが後退位置にある場合のみ形成されるように構成された、切替え機構を含んでいる場合がある。好ましくは、ニードルが露出位置にある間、電力がプローブ先端に搬送されていない。

たとえば、一実施形態では、ニードルが露出位置にある場合にマイクロウェーブの場の放射を防止するために、同軸伝達線の内側導電体は、軸方向の隙間を有する場合があり、ニードルまたはニードル調整手段は、ニードルが後退位置にある場合に内側導電体の軸方向の隙間に橋を架けるように構成された導電リングを含む場合がある。ニードルが露出位置に移動する場合、導電リングも移動し、それにより、もはや内側導電体の隙間に橋を架けないようになっており、電気的接続を切断している。また、こうして、電力はプローブ先端に搬送されず、マイクロウェーブの場の放射を防止している。

この装置は、ＲＦエネルギが第１の電極と第２の電極との間に適用されて、組織を凝固させる、ＲＦ凝固モードでも作動する場合がある。ＲＦ凝固モードは、非イオン化放射モードの前、すなわち、組織のインピーダンスが依然として比較的低いレベルにある間に使用される場合がある。

非イオン化放射モードにおいて、ＲＦエネルギは、凝固作用を増大させるために、マイクロウェーブエネルギとともに供給される場合がある。たとえば６．５秒を超える間、ＲＦ搬送を維持することにより、器具の先端においてインピーダンスが大きく増大することに繋がることがわかった。このため、電気外科器具は、焼けた火かき棒のように機能し、所望の深さというよりはむしろ、先端にすぐ近くの組織のみにエネルギを搬送する。この課題に対応するために、非イオン化放射モードで作動する場合、本明細書に記載の器具は、先端のインピーダンスが、２００Ωなどの所定の閾値に達すると、ＲＦからマイクロウェーブエネルギ搬送へと切り替わるように動作し得る。

以下のような、非イオン化放射モードに関する複数の選択可能な作動スキームが存在し得る。

１）浅い部分の凝固のために、ＲＦエネルギのみが、１秒から２秒の間、搬送され得る。このことは、下方の消化器の手術において有用である場合がある。

２）中間の深さの部分の凝固のために、マイクロウェーブエネルギのみが、たとえば１０Ｗで、２秒から６秒の間、搬送され得る。

３）より深い部分の凝固のために、上述のシークエンス１とそれに続くシークエンス２のスキームが使用され得る。より深い部分の凝固は、マイクロウェーブの影響が、先端のすぐ近くの組織における吸収が少ない場合に増大することから、この方法で可能である。シークエンス１からシークエンス２への変更は、先端においてインピーダンスの閾値が検出された際にも促され得る。代替的には、この変更は、たとえばＲＦ出力が１０Ｗ未満に下がった場合など、ＲＦエネルギよりも大である出力がマイクロウェーブエネルギを使用して搬送される場合が検出されることによって促され得る。このシークエンスは、上方の消化器の出血に関して有用である場合がある。

別の、たとえば以下のような、より複雑な処置のシークエンスが採用され得る。
タイムスロット１：１００％のＲＦエネルギ
タイムスロット２：２０％のマイクロウェーブエネルギと、８０％のＲＦエネルギ
タイムスロット３：４０％のマイクロウェーブエネルギと、６０％のＲＦエネルギ
タイムスロット４：８０％のマイクロウェーブエネルギと、２０％のＲＦエネルギ
タイムスロット５：１００％マイクロウェーブエネルギ
さらに、ＲＦをマイクロウェーブエネルギと合わせるか、マイクロウェーブとＲＦエネルギとを分散配置することは、腫瘍の切除などの他の手術に有益である場合がある。

電気外科装置は、最適な電力の搬送を確実にするように、同軸伝達線と供給構造との間のインピーダンスのマッチを確実にするために、インピーダンストランス構造を含む場合がある。

インピーダンストランス構造は、ＲＦ／マイクロウェーブ信号発生器から信号を受信するための信号発生器入力供給部と、電気外科器具の同軸伝達線に信号を搬送するように構成されたトランス出力と、信号発生器入力供給部とトランス出力との間に位置し、入力ポートと出力ポートとの間のインピーダンスをマッチさせるように選択されたインピーダンス及び寸法を有する、インピーダンス・マッチ・セクションと、を含み得る。インピーダンス・マッチ・セクションのインピーダンスは、好ましくは、信号発生器入力供給部のインピーダンスと、電気外科器具の同軸伝達線のインピーダンスとの、幾何学的手段を計算することによって選択され、また、好ましくは、信号発生器入力供給部において受信されるマイクロウェーブエネルギの４分の１波長の奇数倍（たとえば、１、３、または５倍）に等しい長さを有している（本明細書では、「波長」は、文脈によって別様に明確に示されていない限り、信号発生器によって提供される波長に言及するために使用される）。

好ましくは、インピーダンストランス構造は、一方の端部に液体／ガス流入ポートを有し、他方の端部でインピーダンス・マッチ・セクションに交わる、中空チャネルを含み、中空チャネルが、液体及びガスを、本発明の電気外科器具の液体チャネル及びガスチャネルにインピーダンス・マッチ・セクションを介して搬送するように構成されている。インピーダンス・マッチ・セクションは、好ましくは、インピーダンスがマッチする同軸伝達線の形態である。

中空チャネル、インピーダンス・マッチ・セクション、及び信号発生器入力供給部は、すべて、交差部で交わる場合があり、その場合は、交差部とトランス出力との間の距離が、好ましくは、４分の１波長（またはその奇数倍）である。

チョーク構造は、マイクロウェーブエネルギが中空チャネルに沿って通らないことを確実にするため、及び、より詳細には、インピーダンストランス構造に入るマイクロウェーブエネルギが、インピーダンスマッチ構造に沿って伝播することのみが可能であることを確実にするために、中空チャネル上に位置する場合がある。チョーク構造は、開回路を強いるように配置された、中空チャネル周り全体の円形の空隙を含み得る。円形の空隙の平面は、好ましくは、空隙のポイントにおいて、中空チャネルの長手軸に対して垂直であるが、器具の直径の増大を最小にするように、ステップ状であるかずれて配置された縁部を有する場合がある。空隙は、４分の１波長の奇数倍に等しい長さを有する場合がある。チョーク構造は、交差部から半波長の距離に位置していることが好ましい。より好ましくは、中空チャネルは、交差部に対して反対方向の、第１の空隙から半波長の位置の第２の円形の空隙を含んでいる。

チョーク構造により、器具が、近位端において開回路として構成されることを可能にし、これにより、ＲＦエネルギが搬送されることを可能にする。

電気外科器具は、ハンドピースを介して、供給構造、ガス供給部及び液体供給部に接続されている場合がある。ハンドピースは、電気外科装置のユーザによるマニュアル操作が可能である。上述のインピーダンストランスは、必要である場合、ハンドピースの一部である場合がある。しかし、供給ケーブルが発生源と同じ特性インピーダンス（たとえば、５０Ω）を有する場合、トランスは必要ない。

本装置は、ＲＦ ＥＭエネルギのパルス（または複数のパルス）をプローブ先端に搬送させて、プラズマを当てるために、ガス流路にわたり、第１の電極と第２の電極との間に高い電界を生成するように構成されたストライク信号発生回路を備えている場合があり、ストライク信号発生回路は、ＲＦ ＥＭ放射のパルスの発生を引き起こすように、マイクロウェーブチャネルのマイクロウェーブＥＭ放射のパルスの検出可能な特性を使用するように構成された制御回路を含んでいる。ＲＦ ＥＭ放射は、こうして、プラズマを当てるように使用され、一方、マイクロウェーブＥＭ放射は、プラズマを維持するのに使用される。ＲＦストライクパルスの搬送と、上述のマイクロウェーブＥＭのパルスの放射とを同時に行うことにより、本装置は、より高い確実性で、プラズマを当てることが可能である。

本器具が、熱的プラズマを生じるように構成され得るが、殺菌のために、非熱的プラズマを生じるように構成することもできる。上述の同軸のプラズマ発生構成では、同軸構成内にある第１の電極の内径が、３ｍｍから５ｍｍの間の直径を有し、石英チューブが、０．２５ｍｍから１ｍｍの間の壁の厚さを有して内部にタイトにフィットし、また、第２の電極の外径が０．７５ｍｍから４ｍｍの間である（内側導電体と、石英チューブの内壁との間の領域にガスが流れる空間が許容される）場合、消毒または殺菌に適切である非熱的プラズマが、４０％未満、すなわち２８％の負荷サイクルのパルス状のモードで発生器を操作することによって生成され得る。一実施形態では、単一のマイクロウェーブパルス内のｒｍｓ出力は、５０Ｗであり、パルスがＯＮになっている時間は、１４０ｍｓの全体の期間の中で、４０ｍｓである。すなわち、プラズマに搬送される平均出力は、２．４５ＧＨｚで１４．２８Ｗである。ＲＦストライクパルスがこの構成で使用される場合、ＲＦストライクパルスの持続時間は、約１ｍｓであり、シヌソイド振動の振動数は、１００ｋＨｚであった。振幅は、ピークが約１ｋＶ（７０７Ｖｒｍｓ）であった。ＲＦ出力は、マイクロウェーブ出力の１０％未満であった。ＲＦパルスは、マイクロウェーブのバーストまたはパルスとシンクロし、また、マイクロウェーブのバーストまたはパルスの立上りで引き起こされた。

熱的プラズマを生じるために、負荷サイクルは、増大され得る、すなわち、５０％とされ得るか、持続波（ＣＷ）及び／またはｒｍｓ出力レベルが増大され得る、すなわち、この特定のアプリケータの幾何学形状に関し、７５Ｗまたは１００Ｗになり得る（幾何学形状が減少するか増大する場合、マイクロウェーブ出力及びＲＦストライクパルスの振幅は、それに応じて調整される）。ＲＦのマイクロウェーブ出力に対する比は、非熱的及び熱的プラズマに関し、好ましくは、一定、すなわち、１０％未満のままであり、場合によっては、１％以下である。

器具の遠位端における殺菌を実施する能力を有することは、スコープの器具チャネルの消毒の目的のために、特に有利である場合がある。換言すると、非熱的プラズマは、器具がスコープ（たとえば、内視鏡など）から引き抜かれるのに応じて放出されて、器具の内側表面を処理する。非熱的プラズマがこの目的のために好ましいが、非イオン化マイクロウェーブまたはＲＦ放射のみを搬送すること、すなわち、ガスがない状態で、殺菌を達成することが可能である場合もある。

非熱的プラズマの殺菌作用は、処置の前か後に体管を殺菌するのにも使用され得る。デバイスが器具、たとえば内視鏡または胃鏡を洗浄または殺菌するために使用される場合、デバイスは、非熱的プラズマと非イオン化マイクロウェーブ放射との組合せを提供するように構成されている場合がある。本デバイスは、デバイスがＮＯＴＥＳ手術で使用されるか、デバイスが表面凝固、体組織の殺菌、及び、大きい管または血友病者の、より深い部分の凝固を実施することが可能であることが有利である場合、非熱的プラズマ、熱的プラズマ、及び、非イオン化マイクロウェーブ放射を生成するようにも構成され得る。

本発明の実施形態を、ここで、添付図面を参照して記載する。

ニードルが露出位置にある、本発明の第１の実施形態による、同軸伝達線の一部及びプローブ先端の長手方向の概略断面図である。 ニードルが後退位置にある、本発明の第１の実施形態による、同軸伝達線の一部及びプローブ先端の長手方向の概略断面図である。 ニードルが露出位置にある、本発明の第２の実施形態による、同軸伝達線の一部及びプローブ先端の長手方向の概略断面図である。 ニードルが露出位置にある、本発明の第３の実施形態による、同軸伝達線の一部及びプローブ先端の長手方向の概略断面図である。 本発明のすべての実施形態の同軸伝達線で使用され得る、複数層の誘電構造の概略図である。 本発明のすべての実施形態の同軸伝達線で使用され得る、複数層の誘電構造の概略図である。 本発明の各実施形態で採用され得る、プローブ先端構造のプローブ先端チャネルを軸方向に見下ろした図を示す。 本発明の各実施形態で採用され得る、プローブ先端構造のプローブ先端チャネルを軸方向に見下ろした図を示す。 本発明の実施形態で使用され得る、らせん状アンテナの一部の斜視図を示す。 本発明の実施形態で使用され得る、プローブ先端の斜視図を示す。 シミュレーションを実行するのに使用される。本発明の実施形態で使用され得る、肝臓負荷及びプローブ先端の構成を示す。 図８に示す構成に基づくシミュレーションの結果を示す。 図８に示す構成に基づくシミュレーションの結果を示す。 図８に示す構成に基づくシミュレーションの結果を示す。 図８に示す構成に基づくシミュレーションの結果を示す。 シミュレーションを実行するのに使用される、本発明の実施形態で使用され得る、肝臓負荷及びプローブ先端の別の構成の図を示す。 図１０に示す構成に基づくシミュレーションの結果を示す。 図１０に示す構成に基づくシミュレーションの結果を示す。 図１０に示す構成に基づくシミュレーションの結果を示す。 図１０に示す構成に基づくシミュレーションの結果を示す。 本発明の別の実施形態による、プローブ先端の代替的構成を示す。 本発明の別の実施形態による、プローブ先端の代替的構成を示す。 このプローブ先端が、肝臓負荷に対し側面を向いて置かれている場合の出力吸収のプロットを示す。 このプローブ先端が、肝臓負荷に対し側面を向いて置かれている場合の出力吸収のプロットを示す。 本発明の電気外科器具を組み込んでいる電気外科装置の実施形態で使用され得る、インピーダンストランス構造の概略図である。 図１３に概略的に示すインピーダンスのトランスの斜視図である。 図１３に概略的に示すインピーダンスのトランスの斜視図である。 図１３及び図１４Ａに示すチョーク構造の切り取った部分を示す斜視図である。 図１３から図１５に示すインピーダンストランス構造の界面における、反射／伝達を示すグラフである。

図１から図３は、様々な構成を提供する、本発明の様々な実施形態の長手方向の断面図を示す。これら様々な構成により、高い電界が存在する中で、プラズマが電極間に当たり得るために、第１の電極と第２の電極との間の領域にガスが提供され得る。図５から図７ｂは、プローブ先端の導電材料の様々な構成を示す。このプローブ先端は、本発明の様々な実施形態において、放射アンテナ構造と、第１の電極及び第２の電極とを形成する。これらプローブ先端の構成は、図１から図３に示すガス搬送構造の任意のもので採用され得ることに留意されたい。

図１Ａは、界面１６において結合している、同軸伝達線２の一部とプローブ先端４との長手方向断面図を示している。同軸伝達線２は、マイクロウェーブ及び／またはＲＦ入力を、供給構造（図示せず）から、矢印で示すように、図の左に受信する。液体（たとえば、アドレナリンまたは生理食塩水）も、同じ方向から同軸伝達線内に供給される。同軸伝達線２は、外側導電体６と、中空筒状の内側導電体８とによって規定されている。外側導電体６と内側導電体８との両方は、銀などの導電材料で形成されている。第１の誘電材料１０により、外側導電体６が内側導電体８から、空間的かつ電気的に分離されている。内側導電体８の内側表面は、チャネル１４を規定している。外側導電体６の外側表面には、外側ジャケット２７が存在し、この外側ジャケット２７は、外側導電体６の外側表面から離間している。この空間は、ジャケット２７と外側導電体６の外側表面との間のスペーサを使用することによって維持され得る。ジャケット２７と外側導電体６とによって規定される空間は、本実施形態では、ガスチャネル２８を形成している。ガスチャネル２８の近位端では、アルゴン供給源などのガス供給源が、ガスをガスチャネル２８に供給するために接続されている。ガスチャネル２８の遠位端は、プローブ先端４と同軸チャネル２との界面１６、またはこの界面１６の近位に位置している。このため、チャネルを出るガスは、矢印Ｇによって示すように、プローブ先端４の外側表面上を流れる。

単一の材料で形成する代わりに、誘電材料１０のための代替的構造が図４Ａ及び図４Ｂに示されている。図４Ａでは、誘電材料１０’は、２層構造である。層１０ａ’は、高い絶縁耐力（すなわち、高い絶縁破壊電圧）を有する誘電材料の薄い層であり、層１０ｂ’は、低い誘電損失を示す（すなわち、タンδが低い）誘電材料のより厚い層である。組合せでは、これら層により、低損失でのマイクロウェーブＥＭエネルギの伝播が可能になる一方、ＲＦエネルギが供給された際の絶縁破壊に対する保護を提供する。図４Ｂは、誘電材料に関する３層構造を示している。図４Ｂでは、薄い層１０ａ’’、１０ｃ’’は、絶縁耐力が高い誘電材料で形成されており、より厚い層１０ｂ’’は、より低い絶縁耐力及びより低い誘電損失の材料で形成されている。層１０ａ’’と層１０ｃ’’とは、同じ誘電材料で形成される場合があるが、異なる誘電材料で形成される場合もある。図４Ａ及び図４Ｂに示す構成は、図面に示す任意の実施形態の同軸伝達線で使用され得る。

プローブ先端４は、界面１６において、同軸伝達線２に接続されている。プローブ先端４は、中心のプローブ先端チャネル１８がその対称軸に沿って通っている、筒状に対称的なドーム形状に形成された、第２の誘電材料２２を有している。プローブ先端チャネル１８のもっとも右の端部は、アパーチャ２０を規定している。内側導電体８は、プローブ先端チャネル内に長手方向に延びて、プローブ先端チャネル１８の内側表面上の導電シェルの形態である第１の電極を形成する。プローブ先端チャネル１８の遠位端では、導電シェル２５の端部表面がターゲットエリアに対して露出している。

皮下注射用ニードル２４は、液体チャネル１４の内側に位置している。ニードル２４は、第１の端部２４ａと第２の端部２４ｂとを有している。剛性のガイドワイヤ３２は、ニードル２４の第１の端部２４ａに取り付けられている。ガイドワイヤ３２は、図１Ａの描写において、ニードル２４を左右に移動するために使用される。すなわち、液体チャネル１４に沿って前後に移動するために使用される。プラグ３３は、プローブ先端チャネル１８のアパーチャ２０内に位置している。プラグ３３は、導電シェルの内側表面と液密シールを形成することが可能であるように、弾性で変形可能である。プラグ３３は、その中を通るアパーチャを有しており、このアパーチャを通してニードル２４が通過することができる。ニードル２４がプラグ３３を通ると、ニードル２４の第２の端部２４ｂがプラグ３３から突出し、使用中に、こうして、生体組織のターゲットエリアに対して露出する。ニードル２４はこうして、露出した位置におかれる。この位置では、ニードル２４の第１の端部２４ａに、液体チャネル１４を介して液体が供給されると、この液体が、処置または別のことのために、ニードルの第２の端部２４ｂを通して、周囲のエリアに出ることができる。

ガイドワイヤ３２は、図１Ａに示す位置から図１Ｂに示す位置にニードル２４を引き込むために使用することができる。図１Ｂでは、ニードル２４は、ニードルの第２の端部２４ｂがプローブ先端１８の液体搬送領域２８の内側に位置し、したがって、もはや周囲のエリアに対して露出していないように、引き込まれる。これは後退位置である。ニードル２４がこの位置にある場合、プラグ３３の弾性的に変形可能な性質により、プラグ３３がプラグ３３自体をシールしていることを確実にし、プローブ先端チャネル１８内の液体が周囲に漏出すること防止し、かつ、周囲からの液体または他の物質がプローブ先端チャネル１８内に入ることと、プローブ先端チャネル１８の内容物を汚染することを防止する。プラグは、ニードルの通過を許容する逆止弁を含む場合がある。ニードルも、液体チャネル内への逆流を妨げるための逆止弁を含み得る。図１Ｂに示すニードル２４の後退位置から、ガイドワイヤ３２は、プラグ３３を通してニードルを戻すように押して、ニードルを図１Ａに示す露出位置に戻すように使用され得る。

使用時には、プラズマ発生モードにおいて、同軸伝達線２からのＲＦエネルギがプローブ先端４において受信される。こうして、電界が導電シェル２５の露出表面と外側導電体６との間に生成される。したがって、第１の電極と第２の電極とをそれぞれ構成する、導電シェル２５の端部表面と外側導電体６の外側表面との間に生成された電界が存在する中にあることから、矢印Ｇで示すように、ガスがガスチャネル２８を出ると、プラズマがプローブ先端４の外側表面にわたって当たり得る。外側導電体６は、遠位に延びる１つまたは複数の要素またはフィンガ６ａを有し得る。１つまたは複数の要素またはフィンガ６ａは、誘電材料２２の表面の一部を超えて導電シェル２５に向かって延びている。隣接するフィンガの対の各々の間に、露出した誘電表面の隙間を伴う、２つ以上のフィンガが存在する場合がある。これら特徴は、プローブ先端の特定のエリアにおいて、第１の電極と第２の電極との間の隙間を減らす効果がある。これにより、選択的にイオン化する領域を形成するように、このエリアの電界の強度が増大する。これら領域における第１の電極と第２の電極との間の隙間は、０．５ｍｍ未満である場合がある。延びている要素またはフィンガは、任意の形状を有する場合がある。

図２は、代替的実施形態を示している。同軸伝達線２及びプローブ先端４の構造は同じであるが、図２に示す実施形態では、さらに、液体チャネル１４の内部に位置する多腔構造１５が存在する。多腔構造１５は、内部を通るいくつかのボアを有する可撓性材料の細長い筒状のピースで構成されている。細長い筒状の液体チャネル１７ａは、多腔構造１５の中心軸に沿って通り、６つの小さい周囲のガスチャネル１７ｂによって囲まれている。ガスチャネル１７ｂは、液体チャネル１７ａ周りに均等に配置され、各々は同一である（たとえば、図５参照）。使用時には、液体チャネル１７ａは、その近位端で、アドレナリンの供給源などの液体供給源に接続される。ガスチャネル１７ｂは、アルゴンなどのガスの供給源に接続される。本実施形態では、多腔構造１５の外側表面は、内側導電体８の内側表面と同一平面になっている。内側導電体８の内側表面は、保護コーティングをも有する場合があるが、このことは本図には示されていない。多腔構造１５の遠位端付近には、ガス放出チャネル２６が主ガスチャネル１７ｂから斜めに枝分かれしている分枝ポイント２６ａが存在する。ガス放出チャネル２６は、内側導電体８、第１の誘電材料１０の一部、及びプローブ先端４内の第２の誘電材料２２を通る。ガス放出チャネル２６は、誘電材料２２に存在する、遠位に延びる外側導電体のフィンガをも通る場合がある。

ガス放出チャネル２６の幅が狭いことに起因して、内側導電体８には小さい開口のみが必要であり、そのため、マイクロウェーブ／ＲＦエネルギを搬送するガス放出チャネル２６の能力は妥協されない。ガス放出チャネル２６は、プローブ先端４の外側表面のガス放出アパーチャ２６ｂで終端している。この方法では、ガスは、アパーチャ２０を介してプローブ先端チャネル１８を出るよりむしろ、ガス放出チャネル２６を通り、アパーチャ２６ｂを介して出ることができ、ガスの流路を、外側導電体６と、導電シェル２５の露出した表面との間の領域で、比較的中心に配置することが許容される。

使用時には、プラズマ発生モードにおいて、同軸伝達線２からのＲＦエネルギがプローブ先端４において受信される。こうして、電界が導電シェル２５の露出表面と外側導電体６の外側表面との間に生成される。ガス（たとえば、アルゴン）は、アパーチャ２６ｂを介してガス放出チャネル２６を出て、高い電界の領域に入り、こうして、プラズマがプローブ先端４に当たり得る。マイクロウェーブＥＭエネルギは、プラズマを支持するために供給される。

図３は、本発明の別の代替的実施形態を示している。この実施形態は、ガスチャネル／液体チャネルの配置の構造において、前の図に示した実施形態とは異なっている。図２の実施形態のように、この実施形態も、内側導電体８の内側表面によって規定されたチャネル１４に多腔構造１５を含んでいる。ふたたび、図２のように、多腔構造１５は、中心液体チャネル１７ａと、複数の周囲のガスチャネル１７ｂとを含み、複数のボアを含んでいる（たとえば図５参照）。この実施形態では、多腔構造１５と内側導電体８との両方が、界面１６を越え、プローブ先端４の端部まで全体にわたって延び、やはりアパーチャ２０で終端している。皮下注射用ニードル２４は、液体チャネル１７ａ内に位置し、第１の端部２４ａ及び第２の端部２４ｂを有している。前述の実施形態と同様に、プラグ３３は、液体チャネル１７ａ内に戻る液体の逆流を防止するため、及び、やはり、ニードルが後退位置（図示せず）にある際に、液体がターゲットエリア内に漏出することを防止するために、液体チャネル１７ａ内に存在している。液体チャネル１７ａが皮下注射用ニードル２４とほぼ同じ直径を有し、それにより、ニードル２４の外側表面が液体チャネル１７ａの内側表面と同一平面にあるようになっている、他の実施形態が存在することに留意されたい。そのような実施形態では、プラグは、ニードル２４との間のコンタクトとしては必要とされず、液体チャネル１７ａは、十分な液密シールを形成する。

前述の実施形態と同様に、プラズマ発生モードでの作動では、プローブ先端において受信されるＲＦエネルギにより、外側導電体６の外側表面と、（多腔構造１５とともに）プローブ先端４の端部まで延びる、内側導電体８の露出した端部表面２５との間で高い電界が生成される結果となる。このため、アパーチャ２０の領域におけるガスチャネル１７ｂをガスが出て、プローブ先端４の外側表面にわたって流れる際に、高い電界の結果として、プラズマが当たる場合がある。マイクロウェーブＥＭエネルギは、プラズマを維持するために供給される。

上述の３つの実施形態はすべて、液体投与モードで作動することも可能である。このモードでは、液体が液体チャネル１７ａを介してニードル２４の第１の端部２４ａに供給される。液体は次いで、ニードル２４の中空チャネルを通り、ニードル２４の第２の端部２４ｂにおいてニードル２４を出て、ターゲットエリアに入り得る。ニードルは、液体を搬送するために、露出位置に延びている場合があるが、ニードルが後退位置にある際も、（たとえば、処置場所を洗浄するために）液体を搬送することが可能である場合がある。

液体投与モードでは、この器具は、マイクロウェーブＥＭまたはＲＦエネルギを同軸伝達線２に供給することを妨げるか防止するように構成され得る。

非イオン化放射モードでは、マイクロウェーブエネルギ（場合によっては、ＲＦエネルギと組合せて）は、同軸伝達線２を介してプローブ先端４に搬送され、第１の電極及び／または第２の電極は、放射アンテナ構造として作用するように構成されている。図１から図３に示す実施形態では、プローブ先端４内に延びる内側導電体８の部分は、第２の誘電材料２２を介してマイクロウェーブの場を放出する筒状の対称的な単極アンテナとして作用することが可能である。第２の誘電材料２２は、マイクロウェーブＥＭエネルギのための放射器を形成し得る。一実施例では、第２の誘電材料２２は、ケーブルの特性インピーダンスを組織のインピーダンスにマッチさせるように、４分の１波長のインピーダンストランスとして構成され得る。

図５から図７は、第１の電極と第２の電極とを形成する、上述の外側導電体の延びているフィンガに関する代替的構成を形成する、プローブ先端４の外側表面の導電材料の構成を示している。

図５では、プローブ先端チャネル１８の長手軸で見下ろした、プローブ先端４のリング構成が示されている。多腔構造１５の遠位端が示されており、中心の液体チャネル１７ａと周囲のガスチャネル１７ｂとが終端しているアパーチャを示している。多腔構造１５の周囲には、内側導電体８が存在しており、内側導電体８の露出表面２５を本図に見ることができる。この露出表面２５は、第２の誘電材料２２と、外側導電体６とによって囲まれている。第２の誘電材料２２の表面に配置されているのは、導電リング２９の形態のさらなる導電体である。導電リング６は、ストリップ２９ａを接続することにより、外側導電体８に電気的に接続されている。この実施形態では、内側導電体８の露出表面２５が第１の電極に対応し、導電リング２６が第２の電極に対応している。

ＲＦエネルギがプローブ先端４に搬送されると、内側導電体８の露出表面２５と導電リング２９との間に高い電界が生成される。このため、ガスがガスチャネル１７ｂを出て、高い電界の領域に入ると、プラズマに当たり得る。リングの構成は、図１Ａ及び図１Ｂに示す構成とともに使用するのに等しく良好である場合があり、ガスチャネルは、同軸伝達線２の外側のジャケット２７によって形成される。

図６に示す代替的実施形態は、リング構造ではないことを除いて、図５に示す実施形態に類似しており、導電構造を形成する第１の電極と第２の電極とがそれぞれ、第１の導電ストリップ４５と第２の導電ストリップ４６との形態で提供されている。第１の導電ストリップ４５は、内側導電体８の露出表面２５に電気的に接続されている。第２の導電ストリップ４６は、外側導電体６に電気的に接続されている。さらに、第１の導電ストリップ４５は、内側導電体８と外側導電体６との間での回路の短絡を防止するために、隙間または別の方法で、外側導電体６から電気的に絶縁されていなければならない。ＲＦエネルギがプローブ先端４に搬送されると、第１の導電ストリップ４５と第２の導電ストリップ４６との間に高い電界が生成される。このため、ガスがガスチャネル１７ｂを出て、高い電界の領域に入ると、ガスがプローブ先端４の外側表面にわたって逆流する際にプラズマに当たり得る。このストリップの構成は、図１Ａ及び図１Ｂに示す構成とともに使用するのに等しく良好である場合があり、この中で、ガスチャネルは、同軸伝達線２の外側のジャケット２７によって形成される。

図５及び図６の実施例では、非イオン化放射モードで使用される放射アンテナ構造は、前述の実施例と同じである。すなわち、プローブ先端４内に延びる内側導電体８の部分が、筒状に対称な単極アンテナとして作用する。

図７Ａは、らせん状アンテナ１００の近位端を示す図である。らせん状アンテナ１００は、第１の電極及び第２の電極、ならびに、本発明の導電構造を形成し得る。図では、らせん状アンテナの近位端１００ａから遠位端１００ｂへの方向は、図の右下の角に示すように、ｚ軸に平行である。

第１の外側らせん状電極１０２と内側らせん状電極１０４とが図６に示されている。内側らせん状電極１０４は、内側らせん状電極１０４が第１の外側らせん状電極１０２の直下を、第１の外側らせん状電極１０２に対して平行に通るように、第１の外側らせん状電極１０２と同じピッチを有しており、また、より小さい直径を有している。２つのらせん状電極１０２、１０４の近位端には、ライン及びコーンで示す、供給ポイント１０８において同軸伝達線からマイクロウェーブ／ＲＦエネルギが供給される。第１の外側らせん状電極１０２と内側らせん状電極１０４とは、ともに、（アルミナ誘電体の存在する中、以下の図面の記載を参照）５０Ωのインピーダンスの、らせん状のマイクロストリップの伝達線を形成している。

図７Ｂは、プローブ先端１１１の図を示しており、このプローブ先端１１１の上でらせん状アンテナ１００が支持されている。プローブ先端１１１は、この場合はアルミナである、筒状の誘電材料１１２で構成されており、この筒状の誘電材料１１２を通る筒状のボアを有し、プローブ先端チャネル１１５を形成している。このプローブ先端チャネル１１５は、図示のように、ｚ方向で近位端から遠位端に通っている。プローブ先端チャネルは、その遠位端において、アパーチャ１１６で終端している。アパーチャは、液体チャネル（図示せず）または他のツールが、ターゲットエリア（やはり図示せず）での使用のためにプローブ先端１１１を通ることができるように、妨げられていない。

第１の外側らせん状電極１０２及び内側らせん状電極１０４に加え、第２の外側らせん状電極１０６も、誘電材料１１２上で支持されている。第２の外側らせん状電極１０６は、第１の外側らせん状電極１０２に対して正反対であるが、同一のピッチを有している。図７Ｂでは、第１の外側らせん状電極１０２及び第２の外側らせん状電極１０６、ならびに内側らせん状電極１０４が、３．３ｍｍのピッチを有している。内側らせん状電極１０４ｂの遠位端表面のみが、図７Ｂに見ることができるが、この理由は、内側らせん状電極１０４が誘電材料１１２内に埋め込まれており、第１の外側らせん状電極１０２の直下を通っているためである。誘電材料１１２の遠位端において、第２の外側らせん状電極１０６の遠位端と内側らせん状電極１０４の遠位端とが、接続部材１１７によって接続されている。接続部材１１７は、導電材料、たとえば銅のディスク形状のピースであり、アパーチャ１１６が妨げられないままにするために、アパーチャ１１６に一致する中心の穴１１９を有している。

作動時には、マイクロウェーブ／ＲＦエネルギが、第１の外側らせん状電極１０２と内側らせん状電極１０４とによって形成されたらせん状マイクロストリップの伝達線の近位端に供給される。マイクロウェーブ／ＲＦエネルギが遠位端に達すると、マイクロウェーブ／ＲＦ信号が第１の外側らせん状電極と第２の外側らせん状電極との間に励起され、アンテナの表面に沿って伝播する。プローブ先端１１１が、その周りに、たとえば、同軸伝達線から離間したジャケット内に位置するガスチャネル（図示せず）を有する同軸伝達線に接続されている場合、第１の外側らせん状電極１０２及び第２の外側らせん状電極１０６、ならびに、第１の外側らせん状電極１０２と第２の外側らせん状電極１０６との間の隙間１１０は、ガスチャネルを出るガスの流路に置かれる。ＲＦストライクパルスにより、ガスをイオン化してプラズマを生成する、第１の外側らせん状電極１０２と第２の外側らせん状電極１０６との間の電界が存在することになる。マイクロウェーブＥＭエネルギは、プラズマを維持するために供給される。

図８は、肝臓負荷１２０に対して真向きで置かれた際の、図７Ａ及び図７Ｂに示すらせん状アンテナ１００の影響をシミュレーションするために使用されるモデルを示している。モデルの誘電材料１１２は、アルミナセラミックであり、強力で、良好な絶縁破壊特性を有する穴のない誘電体である。誘電率は９．４であり、その損失正接は、５．８ＧＨｚにおいて０．０００４である。このことは、マイクロウェーブの周波数において、非常に損失の少ない材料が採用されたことを示している。らせん状の銅（すなわち、らせん状アンテナ１００）を、７．５ｍｍの長さの、３．３ｍｍの直径のアルミナの筒の外側にモデル化した。らせんのピッチは３．３ｍｍであり、銅の幅は、筒の軸に平行な方向に測定して０．９ｍｍである。図示のモデルの銅ストリップは、０．１ｍｍの厚さであるが、実際には、０．００３ｍｍもの厚さにすることができる。第２のらせん状の銅を、第１のらせん状の銅から正反対に（すなわち、１８０度回転して）モデル化した。このことは、（筒の軸に平行な方向において）間に０．７５ｍｍの隙間を伴う２つの相互に巻かれたらせん状の銅になる結果となった。隙間は、この０．７５ｍｍ未満、たとえば、０．６ｍｍ以下または０．５ｍｍ以下であってもよい。隙間は、優先的にイオン化するゾーンを規定するように、アンテナの長さに沿って変化し得る。

アルミナの筒の内径（すなわち、プローブ先端チャネルの直径）は、２．５ｍｍとした。直径２．３ｍｍの内側のアルミナの筒を、中心に直径０．６ｍｍの穴を伴って、この直径２．５ｍｍの筒の内側にモデル化した。中心の穴は、ニードル（たとえば、直径０．５ｍｍのスチール製ニードル）、または、ファイバスコープもしくは（たとえば組織除去のための）微少外科ツールをガイドするのに使用され得る。内側のらせん状の銅は、内側のアルミナの筒上に、軸方向に０．３５ｍｍの幅と、やはり３．３ｍｍのピッチを有してモデル化した。内側のらせん状の銅は、外側のらせん状の銅の一方の幅の中心の下に正確に配置されている。

内側のらせん状の銅の遠位端は、この内側のらせん状の銅が下に直接置かれていない方のらせん状の銅の遠位端に接続した。

３つのらせん状の銅によって形成したらせん状アンテナには、内側のらせんと第１のらせん状の銅との間のその近位端、及び、２つの外側のらせんの近位端間の終端において５０Ωの供給量を供給した。肝臓負荷は、ツール周りにおける出力の吸収を判定するために形成及び使用した。肝臓負荷は、正常な作動時にデバイスが対面し得る血液の負荷を示しており、そのため、このシミュレーションは、この方法でツールを使用することによって達成され得る、予期される凝固パターンを示している。図示のシミュレーションでは、プローブ先端の遠位端は、肝臓負荷内に２ｍｍ挿入される。

図９Ａから図９Ｃは、３つの異なる向きでの、図８に示すプローブ先端の遠位端の周りにおける肝臓負荷での出力の吸収のプロットを示している。これら図の２つは、プローブ先端の長手方向の断面図であり、１つは、軸方向の断面図である。全体として、これらプロットは、６０％から７０％の間のマイクロウェーブの出力が肝臓負荷内に吸収されたことを示している。図９Ｄは、肝臓負荷内へのプローブ先端の、異なる侵入深さにおける反射減衰量のシミュレーションの結果を示している。５．８ＧＨｚでは、挿入深さが０（ラインＡ）から２．５ｍｍ（ラインＦ）に増大するにつれて、反射減衰量が４ｄＢから５ｄＢに向上することが見られる。

図１０は、プローブ先端が図８と同一の肝臓負荷内に、１ｍｍだけ側面から挿入されている、代替的シミュレーションの設定を示している。図１１Ａから図１１Ｃは、肝臓負荷に対して側面を向けて置かれた際の、プローブ先端周りの肝臓負荷内の出力の吸収のプロットを示している。これらプロットは、らせん状アンテナが、プローブ先端周りにほぼ均一なマイクロウェーブの場を提供することが可能であることを示している。図１１Ｄは、肝臓負荷内へのプローブ先端の、異なる侵入深さにおける反射減衰量のシミュレーションの結果を示している。５．８ＧＨｚでは、（側面からの）挿入深さが０（ラインＧ）から１．５ｍｍ（ラインＫ）に増大するにつれて、反射減衰量が４ｄＢから７ｄＢに向上することが見られる。

らせん状アンテナ１００の側面からの配置と真向きの配置とからの結果により、第１の外側らせん状電極と第２の外側らせん状電極との間のらせん状の隙間においてプラズマを当てるとともに維持することが可能であることに加え、らせん状アンテナ１００がマイクロウェーブ放射アンテナ構造として効率的に作動することが可能であることが示されている。

図１２Ａは、プローブ先端２００に関する代替的構成を示している。この構成における第１の電極は、第１のリム２０２ａ及び第２のリム２０２ｂを含む第１の導電ストリップ２０２で構成されている。プローブ先端２００は、筒状セクション２１２ａと半球状セクション２１２ｂとで形成されている。導電ストリップ２０２は、その近位端２０６から筒状セクション２１２ａの側部に沿って、半球状セクション２１２ｂを越え、プローブ先端の遠位端を介して進み、他方側にわたって対称的に戻るように、プローブ先端２００の周りに巻かれている。プローブ先端２００の遠位端２０８において、導電ストリップは、導電構造２１０を介して同軸伝達線の外側導電体に電気的に接続されている。第２の導電ストリップ２０４は、第２の電極の一部を形成している。第２の導電ストリップ２０４は、プローブ先端２００のみの筒状部分２１２ａに位置している。第２の導電ストリップ２０４は、第１の導電ストリップ２０２の第１のリム２１２ａと第２のリム２０２ｂとの両方から９０度離れた位置に置かれており、それにより、第１のリム２１２ａと第２のリム２０２ｂとの間に位置するプローブ先端２００の外側表面の湾曲した領域を二等分するようになっている。図１２Ａには見ることができないが、第２の電極は、第２の導電ストリップ２０４とは反対側に位置する第３の導電ストリップをも含んでおり、それにより、プローブ先端２００の反対側の第１の導電ストリップ２０２の第１のリム２０２ａと第２のリム２０２ｂとの間の領域を二等分するようになっている。ニードルチャネル２０３は、やはり、プローブ先端２００に沿って長手方向に延びている。

図１２Ｂは、同軸伝達線２１６の外側導電体２１４と第２（または第３）の導電ストリップ２０２の近位端との間の接続をより詳細に示している。導電突起２０５は、外側導電体２１４から径方向に延び、第２の誘電材料の外側筒状表面２１３において終端している。こうして、導電突起２０５の露出した端部表面は、外側導電体２１４を、外側筒状表面２１３上に位置する第２の導電ストリップ２０２と電気的に接続するための電気的接続ポイントを提供している。同様の構成が、第２の電極の一部を形成する他方の導電ストリップとの接続のために、図１２Ｂに示す導電突起２０５の周方向の反対側に位置している。

図１２Ｃ及び図１２Ｄは、図１２Ａ及び図１２Ｂに示すプローブ先端構造が側部を向いて肝臓負荷に置かれた際の出力の吸収のプロットを示している。

図１３は、ＲＦ及びマイクロウェーブＥＭエネルギが、外科器具のための１つまたは複数のチャネルを含む幾何学形状に導入されることを許容するように設計されたアセンブリ５０を示している。ガスまたは流体が、処置の場所に搬送されることになる。アセンブリ５０は、良好なマッチと、同軸伝達線２を通しての最適な出力の搬送とを確実にするために、信号発生器（図示せず）との接続のための信号発生器入力供給部５２と、インピーダンス・トランス・セクション５４と、２つのチョーク６２ａ、６２ｂとを備えている。このアセンブリ５０は、本発明の電気外科器具の一部を形成している。かなり左において、ポート５３は、液体及び／またはガスを通路５５内に導入するために、液体供給源及び／またはガス供給源（図示せず）に接続されている場合がある。この通路５５から、液体及び／またはガスが、本発明の電気外科器具内に、たとえば同軸伝達線２内または同軸伝達線２に隣接する１つまたは複数の通路を通して、入ることができる。この実施例では、同軸伝達線は、液体を搬送するための中空の内側導電体を含んでいる。

インピーダンス・トランス・セクション５４は、そのインピーダンスが信号発生器のインピーダンスを同軸伝達線２のインピーダンスにマッチさせるように選択された寸法を有し得る。このインピーダンスは、以下の式を使用して計算される。この式では、Ｚ_{ｍａｔｃｈ}はインピーダンス・トランス・セクション５４のインピーダンスであり、Ｚ_ｃｏａｘは同軸伝達線２のインピーダンスであり、Ｚ_ＳＧは信号発生器のインピーダンスである。

アセンブリ５０は、２つのチョーク６２ａ、６２ｂを含んでいる。チョーク６２ａ、６２ｂは、アセンブリ５０の長手軸に対して垂直に向けられた、空気が充填されたリング６４で構成されており、５．８ＧＨｚにおいては約１２．９ｍｍである、器具に供給されることになるマイクロウェーブの４分の１波長である半径を有している。この構造により、入力供給部５２におけるマイクロウェーブがＴ字路において「分割される」ことを防止して、それらマイクロウェーブが同軸伝達線２にのみ搬送されることを確実にする。空隙６４は、そのポイントにおいて開回路を強要している。半波長（５．８ＧＨｚにおいては約２５．８ｍｍ）だけ離間し、交差部６６から半波長離れた２つのチョーク６２ａ、６２ｂの存在により、図１３に示す交差部６６の左の構造全体が、かなり右側のポート５３に接続され得るものとは無関係に、開回路として表れることを確実にしている。このため、マイクロウェーブは中空チャネル５５を通過しない。

信号発生器入力供給部５２は、アセンブリ５０の長手軸（この場合では、＋ｚ方向）に対して垂直に、４分の１波長だけ同軸伝達線２との交差部６６から離れて接続されて、信号発生器入力供給部５２のインピーダンスと同軸伝達線２との間に、４分の１波長マッチしているセクションを提供している。

図１４Ａ及び図１４Ｂは、インピーダンストランス構造の斜視図を示している。図示の実施形態のハウジング６８は、真鍮で形成されている。ハウジング６８の外側の形状は、真鍮が少なくとも１ミクロンの厚さである限り、５．８ＧＨｚにおいて電磁的作用を有していない。ハウジングに適切な他の材料には、アルミニウム、金、銀、及び銅が含まれる。図１５は、ハウジング６８内の１つのチョーク６２ａの切り取った部分の斜視図を示す。

図１６は、各ポートにおける反射と、ポートの各対間の伝達とを示すグラフである。ポート１は信号発生器入力供給部５２に対する接続部であり、ポート２は同軸伝達線２に対する接続部であり、ポート３は絶縁された右側の中空チャネル５５の端部である。線Ｓ２１、Ｓ１２は、同軸伝達線２から信号発生器入力供給部への伝達、及びその逆を与え、５．８ＧＨｚにおいて９９．３％（−０．０３ｄＢ）の伝達を示している。線Ｓ１１は、信号発生器入力供給部５２において反射された出力を示し、線Ｓ２２は、同軸伝達線２によって反射された出力を示している。これら出力は両方とも０．０７％（−３２ｄＢ）である。線Ｓ３２及び線Ｓ３１によって示されているように、絶縁された中空チャネル５５の端部からの漏出出力は、同軸伝達線２または信号発生器入力供給部５２のそれぞれから、０．００１６％（−４８ｄＢ）未満である。

このため、図示のようなインピーダンストランス構造により、問題となっている周波数において優れた性能を示している。

Claims (34)

1. 細長いプローブを有する電気外科器具であって、
   無線周波数（ＲＦ）及び／またはマイクロウェーブ電磁（ＥＭ）放射を搬送するための同軸伝達線と、
   前記ＲＦ及び／またはマイクロウェーブエネルギを受信するための前記同軸伝達線の遠位端におけるプローブ先端と、
   前記プローブ先端に液体を搬送するための液体チャネルと、
   前記プローブ先端にガスを搬送するためのガスチャネルと、を備え、
   前記同軸伝達線が、内側導電体、外側導電体、及び、前記内側導電体を前記外側導電体から分離する第１の誘電材料を含み、
   前記プローブ先端が、内部を通るプローブ先端チャネルを有する剛性の第２の誘電材料を備え、前記プローブ先端チャネルが前記液体チャネルと流体連通し、その遠位端においてアパーチャで終端しており、
   前記プローブ先端が、前記同軸伝達線の前記内側導電体に接続された第１の電極と、前記同軸伝達線の前記外側導電体に接続された第２の電極とを含み、前記第１の電極及び前記第２の電極の各々が前記プローブ先端の外側表面上に導電構造を備えるとともに、プラズマ発生モードまたは非イオン化放射モードで選択的に作動可能であり、
   前記プラズマ発生モードにおいて、前記第１の電極及び第２の電極が、前記プローブ先端の前記外側表面上の、前記ガスチャネルからのガスの流路周りに配置され、それにより、前記同軸伝達線からの前記ＲＦ及び／またはマイクロウェーブＥＭエネルギが、熱的または非熱的なプラズマを、前記流路に沿って搬送されたガス内で発生するとともに維持するように搬送可能であり、
   前記非イオン化放射モードにおいて、前記第１の電極と前記第２の電極との少なくとも一方が、前記プローブ先端から外側に、マイクロウェーブＥＭ場を放射するために、放射アンテナ構造として構成されている、前記電気外科器具。
2. 前記ガスチャネル及び液体チャネルが、互いに流体連通していない別々の通路を備えている、請求項１に記載の電気外科器具。
3. 前記液体チャネルと前記ガスチャネルとの一方または両方が、前記同軸伝達線の内側に位置している、請求項１または請求項２に記載の電気外科器具。
4. 前記ガスチャネルが、前記第１の誘電材料を通る長手方向の通路を備え、前記液体チャネルが、前記内側導電体を通る長手方向の通路を備えている、請求項３に記載の電気外科器具。
5. 前記第１の誘電材料が、前記ＲＦエネルギを搬送する際に絶縁破壊に対して保護するように構成された第１の層と、前記マイクロウェーブＥＭエネルギの、低損失の伝播をサポートするように構成された第２の層とを有する、多層誘電構造を備えている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
6. 前記第１の層が、８００ＶのピークＲＦ電圧に耐えることができ、前記第２の層が、０．０００１以下の損失正接を有している、請求項５に記載の電気外科器具。
7. 前記プローブ先端が、前記同軸伝達線の前記遠位端に接続された近位端と、圧力スポットをターゲットエリアに適用するのに適切であるように、輪郭が平滑な方式の形状の、前記近位端とは反対側の遠位端とを有している、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
8. 前記放射アンテナ構造が、前記第１の電極によって形成された単極構造を備えている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
9. 前記放射アンテナ構造が、筒状に対称的である導電構造を備えている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
10. 前記第１の電極が、前記プローブ先端を通って延びる前記内側導電体の部分と接続されている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
11. 前記第１の電極の導電構造が、前記プローブ先端を通って延びる前記内側導電体の前記部分の遠位端に電気的に接続されている、請求項１０に記載の電気外科器具。
12. 前記第２の電極の導電構造が、前記外側導電体に電気的に接続されているとともに、前記内側導電体から電気的に絶縁されている、請求項１０または請求項１１に記載の電気外科器具。
13. 前記第２の電極が、前記プローブ先端の前記外側表面に導電リングを備え、前記導電リングが、前記外側導電体に電気的に接続されている、請求項１２に記載の電気外科器具。
14. 前記第１の電極が、前記プローブ先端の前記外側表面に第１の導電ストリップを備えており、前記第２の電極が、前記プローブ先端の前記外側表面に第２の導電ストリップを備えている、請求項１２に記載の電気外科器具。
15. 前記第１の電極が、前記プローブ先端の前記外側表面に位置する第１の導電ストリップを備え、前記第１の導電ストリップが、前記プローブ先端に配された第１のリムと第２のリムとを含み、前記第１のリムと前記第２のリムとが前記プローブ先端の前記遠位端において交わり、前記第２の電極が、前記第１の導電ストリップの前記第１のリムと前記第２のリムとの間の位置における前記プローブ先端の前記外側表面上に位置する第２の導電ストリップを備えている、請求項１２に記載の電気外科器具。
16. 前記第２の電極が、第３の導電ストリップをさらに含んでいる、請求項１５に記載の電気外科器具。
17. 前記同軸伝達線の前記外側導電体が、前記第２の導電ストリップの前記近位端と前記第３の導電ストリップの前記近位端とそれぞれ電気的に接続するための、その遠位端における第１の導電突起と第２の導電突起とを含んでいる、請求項１６に記載の電気外科器具。
18. 前記第１の電極と前記第２の電極とが、らせん状の電気的導電構造を備えている、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
19. 前記第１の電極が内側らせん状電極であり、
    前記第２の電極が第１の外側らせん状電極であり、
    前記内側らせん状電極が前記第１の外側らせん状電極より小である直径を有し、
    前記内側らせん状電極が前記第１の外側らせん状電極と同じ経路をたどり、
    前記第１の外側らせん状電極と前記内側らせん状電極とが、前記プローブ先端の前記近位端から前記プローブ先端の前記遠位端へ、ＲＦ及びマイクロウェーブＥＭエネルギを搬送するための伝達線構造を形成する、請求項１８に記載の電気外科器具。
20. 前記第１の外側らせん状電極が前記プローブ先端の外側表面上にあり、前記内側らせん状電極が前記第１の外側らせん状電極の真下に位置するとともに、前記プローブ先端内に少なくとも部分的に埋め込まれている、請求項１９に記載の電気外科器具。
21. 前記第１の外側らせん状電極と同じピッチを有する、前記プローブ先端の前記外側表面上の第２の外側らせん状電極をさらに含み、
    前記第２の外側らせん状電極が前記内側らせん状電極に、遠位端において電気的に接続され、それにより、前記プローブ先端の前記遠位端において前記伝達線構造から受信したマイクロウェーブ／ＲＦエネルギが、前記第１の外側らせん状電極と前記第２の外側らせん状電極との間に励起される、対応するマイクロウェーブ／ＲＦ信号になる結果となって、前記第１の外側らせん状電極と前記第２の外側らせん状電極との間に電界を生成することになる、請求項２０に記載の電気外科器具。
22. 前記らせん状の電気的導電構造が、前記プローブ先端の前記外側表面上に、軸方向にオフセットした関係で形成された第１のらせん状電極と第２のらせん状電極とを備え、前記第１のらせん状電極と第２のらせん状電極とが、互いから電気的に絶縁されて、同一平面にある伝達線を形成する、請求項１８に記載の電気外科器具。
23. 前記プローブ先端チャネルが、液体をターゲットエリアに供給するための、前記液体チャネルと流体連通した第１の端部、及び、前記第１の端部とは反対側の第２の端部を有する中空のニードルを包含している、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具。
24. 前記ニードルが、
    前記ニードルの前記第２の端部が、前記プローブ先端チャネルまたは液体チャネル内に位置している、後退位置と、
    前記ニードルの前記第２の端部が、前記プローブ先端チャネルの外側に位置し、その遠位端において前記アパーチャを越える、露出位置と、の間で調整可能である、請求項２３に記載の電気外科器具。
25. 前記ニードルが前記露出位置にある場合に、前記プローブ先端へのマイクロウェーブエネルギまたはＲＦエネルギの供給を防止するための手段を備えている、請求項２４に記載の電気外科器具。
26. 前記手段が、前記ニードルが前記露出位置にある場合に、前記プローブ先端との電気的接続を切断するように構成されたスイッチ機構を含んでいる、請求項２５に記載の電気外科器具。
27. 前記同軸伝達線の前記内側導電体が軸方向の隙間を有し、前記ニードルが、電気伝導性のブリッジ要素であって、前記ニードルが前記後退位置にある際に前記軸方向の隙間を越えて電気的接続を前記ブリッジ要素が提供する接続位置と、前記ニードルが前記露出位置にある際に前記軸方向の隙間を前記ブリッジ要素が露出させる絶縁位置との間で移動可能である、前記ブリッジ要素とともに移動するように結合されている、請求項２６に記載の電気外科器具。
28. 凝固を実施するための電気外科装置であって、
    マイクロウェーブＥＭエネルギを発生させるためのマイクロウェーブ信号発生器と、
    前記マイクロウェーブＥＭ周波数より少ない周波数を有する無線周波数（ＲＦ）ＥＭエネルギを発生させるための、ＲＦ信号発生器と、
    前記ＲＦ ＥＭエネルギ及び前記マイクロウェーブＥＭエネルギを受信するように接続された、先行請求項のいずれかに記載の電気外科器具と、
    前記ＲＦ ＥＭエネルギ及び前記マイクロウェーブＥＭエネルギを前記プローブに搬送するための供給構造であって、前記供給構造が、
    前記同軸伝達線を前記マイクロウェーブ信号発生器に接続するためのマイクロウェーブチャネル、
    前記同軸伝達線を前記ＲＦ信号発生器に接続するためのＲＦチャネル、
    前記電気外科器具にガスを供給するように接続されたガス供給部、及び、
    前記電気外科器具に液体を供給するように接続された液体供給部を有する、前記供給構造と、を備え、
    前記装置が選択的に、
    表面凝固のためのプラズマ発生モードであって、それにより、前記プローブ先端に搬送される前記マイクロウェーブＥＭエネルギ及びＲＦエネルギが、前記第１の電極と第２の電極との間にガスプラズマを当てるとともに維持するように構成されている、前記プラズマ発生モードと、
    非イオン化放射モードであって、それにより、前記プローブ先端に搬送された前記マイクロウェーブＥＭエネルギが、組織の凝固のために、非イオン化ＥＭ場を前記プローブ先端から外に向けて放射するように構成されている、前記非イオン化放射モードと、
    液体投与モードであって、それにより、液体が、前記液体供給部、前記液体チャネル、及び前記プローブ先端チャネルの前記遠位端における前記アパーチャを介してターゲットエリアに供給される、前記液体投与モードとで、作動可能である、前記電気外科装置。
29. ＲＦエネルギが前記第１の電極と第２の電極との間に適用されて、組織を凝固させる、ＲＦ凝固モードでさらに選択的に作動可能である、請求項２８に記載の電気外科装置。
30. 前記非イオン化放射モードにおいて、前記ＲＦ ＥＭエネルギが、前記凝固作用を増大させるために、前記マイクロウェーブエネルギとともに供給される、請求項２８または請求項２９に記載の電気外科装置。
31. ＲＦ ＥＭエネルギのパルスを前記プローブ先端に搬送させて、前記第１の電極と前記第２の電極との間にプラズマを当てるために、前記第１の電極と前記第２の電極との間に電界を生成するように構成されたストライク信号発生ユニットを備えている、請求項２８から請求項３０のいずれか一項に記載の電気外科装置。
32. 前記供給構造と、前記電気外科器具の前記同軸伝達線との間のインピーダンスをマッチさせるためのアセンブリを備え、前記アセンブリが、
    前記ＲＦ／マイクロウェーブ信号発生器から信号を受領するための信号発生器入力供給部と、
    前記電気外科器具の前記同軸伝達線に信号を搬送するように構成されたトランス出力と、
    前記信号発生器入力供給部と前記トランス出力との間に位置し、前記信号発生器入力供給部と前記同軸伝達線との間の前記インピーダンスをマッチさせるように選択された寸法及びインピーダンスを有する、インピーダンス・マッチ・セクションと、を備え、
    前記アセンブリが、一方の端部に液体／ガス流入ポートを有し、他方の端部で前記インピーダンス・マッチ・セクションに交わる、中空チャネルを含み、前記中空チャネルが、液体及びガスを前記電気外科器具の前記液体チャネル及びガスチャネルに前記インピーダンス・マッチ・セクションを介して搬送するように構成されている、請求項２８から請求項３１のいずれか一項に記載の電気外科装置。
33. 前記アセンブリが、前記インピーダンス・マッチ・セクションに対して前記信号発生器入力供給部の反対側の、前記中空チャネルに位置するチョーク構造を備えている、請求項３２に記載の電気外科装置。
34. 前記チョーク構造と、前記中空チャネルと前記信号発生器入力供給部との間の交差部とを分離する距離が、前記信号発生器入力供給部において受領された前記マイクロウェーブエネルギの波長の半分に等しい、請求項３３に記載の電気外科装置。

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