JP6973826B2 - マイクロウェーブエネルギを搬送するためのインピーダンス変成器を備えた電気外科器具 - Google Patents

Description

本発明は、器具と接触している組織にマイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するための電気外科器具に関する。本発明は、そのような器具の製造方法にも関する。

電気外科器具の主要な用途は止血である場合がある。その場合、デバイスは、血管を予め凝固させるか、出血が生じた際に血管を凝固させるのに使用され得る。このデバイスは主に消化管に使用されることが意図される場合があるが、身体の他の部分に同様に、または代替的に使用され得る。このデバイスは、病巣の切除に、同様に、または代替的に使用され得、臓器の表面上の病巣の切除に特に有用である場合がある。

電気外科器具は、組織の切断、凝固、または切除などの目的のために、生体組織にマイクロウェーブ周波数電磁エネルギを搬送するのに使用される器具である。

生体組織の凝固は、たとえば、手術中に組織が切断された後など、主に組織からの出血を止めるため（止血）に、手術の間に有用である。組織の切除は、手術中に、たとえば腫瘍または病巣などの組織を除去／破壊するのに有用である。

これら目的のために、マイクロウェーブ周波数エネルギを生体組織に搬送するのに使用できる電気外科器具は、既知であり、過去に、手術の工程において使用されてきている。しかし、本発明者は、マイクロウェーブ周波数エネルギを組織内に搬送することができる既存の電気外科器具は、局所的領域の組織内にマイクロウェーブエネルギを制御しつつ搬送するためには容易に使用できないことを理解している。局所的領域の組織にマイクロウェーブエネルギを制御しつつ搬送することは、たとえば、血管を凝固させるか、胃腸の（消化）管における小さい腫瘍または病巣を切除する場合に、多くの手術状況において有用となる。

本発明者は、たとえば、胃腸の（消化）管などの、組織を凝固させるか、組織のわずかなエリアを切除する目的のために、局所的な方式で、器具と接触している組織内にマイクロウェーブ周波数エネルギを制御しつつ搬送するのに使用できる電気外科器具の要請が存在していることを理解している。

本発明者は、組織の局所的な領域にマイクロウェーブ周波数エネルギを制御しつつ搬送することを達成するために有利な方法は、同軸伝送線の露出した端部を組織に対して押圧することにより、同軸伝送線（たとえば、同軸ケーブル）の露出した端部からマイクロウェーブ周波数電磁エネルギを組織に直接結合することになることを理解している。本発明者は、この方式で組織に搬送されたエネルギは、同軸伝送線の露出した端部に隣接し、かつ同軸伝送線の中心軸周りに対称になる、組織のあるエリアに局所化されることを理解している。そのような、マイクロウェーブ周波数エネルギの、組織への局所的な搬送により、たとえば、この局所的な領域または局所的な切除における、組織の制御された凝固を引き起こすことができる。

しかし、本発明者は、同軸伝送線の露出した端部と接触した生体組織は、同軸伝送線のインピーダンスに比べ、マイクロウェーブ周波数エネルギに低いインピーダンスを生じる
ことになる（たとえば、同軸伝送線のインピーダンスの１／６）こと、及び、このために、同軸伝送線と生体組織との間に、インピーダンスの著しいミスマッチが生じることになることを理解している。そのようなインピーダンスのミスマッチは、同軸伝送線と組織との間の界面における、マイクロウェーブ周波数エネルギのかなりの割合の反射に繋がることになる。このことは、器具の効率を制限することになり、また、十分なマイクロウェーブエネルギの組織への搬送が妨げられる場合がある。

本発明者は、同軸伝送線のインピーダンスを、凝固している組織のインピーダンスによりよくマッチさせるために、同軸伝送線の遠位端にインピーダンス変成器を設けることにより、このインピーダンスのミスマッチの問題を克服することができ、それにより、マイクロウェーブ周波数エネルギが、エネルギが著しく反射されることなく、組織に効率的に結合／搬送されることを理解している。

本発明者は、このことが、実際には、第１の同軸伝送線の遠位端に接続されたさらなる同軸伝送線の形態のインピーダンス変成器を提供することにより、同軸伝送線の露出した端部からエネルギを組織に直接結合することの利点を依然として達成しつつ、達成できることを理解している。ここで、さらなる同軸伝送線は、器具の所望の作動周波数において、第１の同軸伝送線のインピーダンスを、凝固することになる組織のインピーダンスによりよくマッチさせるように構成された長さ及び特性インピーダンスを有している。

本発明者は、この構成により、エネルギを、マイクロウェーブ周波数エネルギの組織への局所的搬送を制御可能に達成するように、電気外科器具と接触している組織の局所的エリアに直接結合／搬送することができること、及び、組織に搬送されるエネルギの量を、さらなる同軸伝送線によって提供される、よりよいインピーダンスのマッチングによって増大させられることを理解している。

したがって、その最も一般的ものとして、本発明は、器具と接触した組織内に、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数電磁エネルギを搬送するための電気外科器具であって、この器具は、第１の同軸伝送線であって、この第１の同軸伝送線の遠位端に接続された第２の同軸伝送線を有する第１の同軸伝送線と、器具が組織と接触している場合に、作動周波数において、第１の同軸伝送線のインピーダンスを、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスによりよくマッチさせるように構成された長さ及び特性インピーダンスを有する第２の同軸伝送線と、を備えた、電気外科器具に関する。

本発明の第１の態様によれば、電気外科器具であって、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギを、器具の遠位端と接触した、所定の特性インピーダンスを有する組織内に搬送するために構成された電気外科器具であって、第１の内側導電体、第１の内側導電体と同軸に形成された第１の外側導電体、及び、第１の内側導電体と第１の外側導電体とを分ける第１の誘電層を備えた、マイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するための近位の同軸伝送線と、第１の内側導電体に接続された第２の内側導電体、第２の内側導電体と同軸に形成されるとともに、第１の外側導電体に接続された第２の外側導電体、及び、第２の内側導電体と第２の外側導電体とを分ける第２の誘電層を備えた、マイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するための遠位の同軸伝送線と、を備え、第２の内側導電体の外径に対する第２の外側導電体の内径の比は、器具の遠位端が組織と接触している場合に、遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスが、近位の同軸伝送線の特性インピーダンスと、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスとの間の中間であるようになっており、遠位の同軸伝送線の長さは、所定の動作周波数において、器具の遠位端が、組織と接触している場合、遠位の同軸伝送線が、近位の同軸伝送線と、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスとの間のインピーダンスのマッチを向上させるインピーダンス変成器であるようになっている、電気外科器具が提供される。

本発明の第１の態様に係る器具では、遠位の同軸伝送線は、器具の遠位端が組織と接触している場合に、所定の作動周波数において、近位の同軸伝送線のインピーダンスを、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスに良好にマッチさせるインピーダンス変成器として機能する。したがって、組織からのエネルギの反射が低減されることから、この器具は、電磁エネルギを組織内に、より効率的に結合するのに使用することができる。

遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンス（ｌｏａｄ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）という用語は、（組織に向かって見る場合に）遠位の同軸伝送線の遠位端から見たインピーダンスを意味している。

電気外科器具は、組織を、遠位の同軸伝送線の遠位端と直接接触させ、近位の同軸伝送線の近位端にマイクロウェーブ周波数電磁エネルギを、所定の周波数で提供することにより、マイクロウェーブ周波数エネルギを組織内に結合するのに使用され得る。この場合、同軸伝送線の遠位端が組織と接触している際の遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスは、組織の所定の特性インピーダンスによって判定されることになる。しかし、負荷インピーダンスは、独立した組織内の平面波のインピーダンスとはならず、代わりに、遠位の同軸伝送線の遠位の先端が存在し、組織と接触している組織内の波のインピーダンスとなる。これらのインピーダンスは異なっている。マッチすることになる正確な負荷インピーダンスは、組織の所定の特性インピーダンス、及び、遠位の同軸伝送線の特性に基づいて、シミュレーション、計算、または実験によって判定され得る。

代替的には、以下に論じるように、さらなる遠位の同軸伝送線がいくつかの実施形態で提供される場合がある。この場合、電気外科器具は、組織を、さらなる遠位の同軸伝送線の遠位端と直接接触させ、近位の同軸伝送線の近位端にマイクロウェーブ周波数電磁エネルギを、所定の周波数で提供することにより、マイクロウェーブ周波数エネルギを組織内に結合するのに使用され得る。この場合、さらなる遠位の同軸伝送線の遠位端が組織と接触している際の遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスは、組織の所定の特性インピーダンスと、さらなる遠位の同軸伝送線の特性、たとえば、さらなる遠位の同軸伝送線のインピーダンスとの、両方に依存することになる。

いずれの場合でも、エネルギは、組織との接触ポイントに隣接する組織の局所的エリアにおいて、組織に、より効率的に結合／搬送され、それにより、マイクロウェーブ周波数エネルギを組織内に制御しつつ搬送することが、この局所的エリアにおいて達成できるようになっている。

器具は、特定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギを、特定の特性インピーダンスを有する特定のタイプの組織に搬送するために最適化されている。当然、実際には、器具は、特定の特性インピーダンスに類似の特性インピーダンスを有する異なるタイプの組織で、及び／または、特定の作動周波数に類似の周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギで、許容可能なレベルの性能で使用され得る。

「インピーダンスのマッチを向上させる（ｉｍｐｒｏｖｅ ｔｈｅ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｍａｔｃｈ）」というフレーズは、器具の遠位端が組織と接触している場合に、第１の同軸伝送線の特性インピーダンスと、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスとの間のインピーダンスのミスマッチを低減することを意味している。「インピーダンスのマッチを向上させる（ｉｍｐｒｏｖｅ ｔｈｅ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｍａｔｃｈ）」というフレーズは、インピーダンスのミスマッチに起因する器具の反射損失を低減すること、すなわち、インピーダンスのミスマッチに起因して、組織から反射される（発
生源に向かって戻される）マイクロウェーブ周波数放射の比率またはパーセンテージを低減することを意味する場合がある。

「インピーダンスのマッチを向上させる（ｉｍｐｒｏｖｅ ｔｈｅ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｍａｔｃｈ）」というフレーズは、器具の遠位端が組織と接触している場合に、第１の同軸伝送線の特性インピーダンスの実数部分（成分）と、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスの実数部分（成分）との間のインピーダンスのミスマッチを低減することを意味する場合がある。

換言すると、遠位の同軸伝送線によるインピーダンスのマッチに言及する場合、マッチされることになるインピーダンスは、問題となっているインピーダンスの実数部分（成分）である場合がある。このため、遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスの実数部分は、器具の遠位端が組織と接触している場合に、近位の同軸伝送線の特性インピーダンスの実数部分と、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスの実数部分との間の中間である場合がある。さらに、遠位の同軸伝送線は、器具の遠位端が組織と接触している場合に、近位の同軸伝送線の特性インピーダンスの実数部分と、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスの実数部分との間のインピーダンスのマッチを向上させるインピーダンス変成器である場合がある。

近位端（ｐｒｏｘｉｍａｌ ｅｎｄ）という用語は、この明細書を通して、器具の、マイクロウェーブ周波数電磁エネルギがジェネレータから入力される端部に最も近い端部を意味するために使用される。遠位端（ｄｉｓｔａｌ ｅｎｄ）との用語は、この明細書を通して、器具の、マイクロウェーブ周波数エネルギがジェネレータから入力される端部に最も遠い端部を意味するために使用される。換言すると、器具の、マイクロウェーブ周波数エネルギが組織に搬送される端部に最も近い端部である。

実際には、組織は、近位の同軸伝送線よりも低いインピーダンスを有すると考えられる。したがって、実際には、遠位の同軸伝送線のインピーダンスは、近位の同軸伝送線のインピーダンスより低いが、組織のインピーダンスより高いと考えられる。たとえば、遠位の同軸伝送線のインピーダンスは、異なるタイプの組織の範囲に適切である場合がある８オームから３０オームの間であるか、８オームから１５オームの間である場合がある。組織は、以下にさらに詳細に論じるように、そのインピーダンスの反応性（虚数）部分（要素）をも有する場合がある。一実施形態では、遠位の同軸伝送線のインピーダンスは約１０オームである場合がある。８オームから１５オームの範囲の、遠位の同軸伝送線のインピーダンスは、対象の多くの組織のタイプに適切であり、３０オーム以下のインピーダンスは、脂肪に適切である。

本発明の第１の態様に係る電気外科器具は、以下の任意選択的特徴のいずれか１つ、または、それらが互換性のある範囲においては、任意の組合せを有する場合がある。

第１の内側導電体及び／または第２の内側導電体は中実である場合がある。換言すると、第１の内側導電体及び／または第２の内側導電体は中空ではない。第１の内側導電体及び／または第２の内側導電体は、中実円柱、たとえば、中実ワイヤである場合がある。

遠位の同軸伝送線の近位端は、近位の伝送線の遠位端に直接接続されている場合がある。

遠位の同軸伝送線は、その中心軸周りに対称である場合がある。このため、器具の作動中の、結果として得られる、遠位の同軸伝送線の遠位端と接触している組織の出力吸収パターンも、遠位の同軸伝送線の中心軸周りに対称である場合がある。

近位の同軸伝送線は、その中心軸周りに対称である場合がある。
近位の同軸伝送線及び遠位の同軸伝送線は、それらの中心軸が同一線上に整列された状態で配置され得る。

第１の内側導電体及び／または第２の内側導電体（複数可）は、円柱状である場合がある。第１の内側導電体及び／または第２の内側導電体は、単一の金属を含む場合があるか、２つ以上の金属、たとえば、銅及び／または銀でメッキされたスチールワイヤを含む場合がある。

第１の外側導電体及び／または第２の外側導電体（複数可）は、筒状である場合がある。第１の外側導電体及び／または第２の外側導電体は、ワイヤブライドから形成される場合がある。ワイヤブライドは、スズでメッキされた銅線から形成される場合がある。

遠位の同軸伝送線の長さは、（２ｎ＋１）λ／４にほぼ等しい場合がある。ここで、λは、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギの遠位の同軸伝送線内の波長であり、ｎは０以上の整数である。

このため、遠位の同軸伝送線は、器具の遠位端が組織と接触している場合に、近位の同軸伝送線のインピーダンスを、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスに良好にマッチさせる、４分の１波長波インピーダンス変成器として機能する場合がある。

遠位の同軸伝送線の長さが（２ｎ＋１）λ／４にほぼ等しい場合、長さが長くなると出力の損失が増大することになることから、遠位の同軸伝送線の好ましい長さはλ／４である。しかし、許容可能な性能は、より長い長さで達成することができる。本質的には、遠位の同軸伝送線の実用的（有用な）長さを得ることと、遠位の同軸伝送線の出力の許容可能な損失を得ることとの間のバランスを取ることができる。

遠位の同軸伝送線の、（２ｎ＋１）λ／４の長さは、所定の動作周波数において、器具の遠位端が、組織と接触している場合、近位の同軸伝送線と、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスとの間の最適なインピーダンスのマッチを提供する場合がある。しかし、許容可能な（最適ではない）インピーダンスのマッチの性能は、正確には（２ｎ＋１）λ／４に等しくない長さ、たとえば、（２ｎ＋１）λ／４よりも１０％以下だけ長いか短い長さ、または、（２ｎ＋１）λ／４よりも２０％以下だけ長いか短い長さで達成され得る。より長いか短い長さでは、反射され、したがって、組織に搬送されないマイクロウェーブ周波数エネルギの割合は、より大きくなることになり、そのため、電気外科器具の効率はより低くなる。しかし、許容可能な（準最適な）効率が依然として達成され得る。

さらに、遠位の同軸伝送線の幾何学形状または組織の負荷の他の態様は、インピーダンスのマッチのために、遠位の同軸伝送線の最適な長さに影響する場合がある。たとえば、遠位の同軸伝送線が急に終端するなどの端部の影響、組織の負荷の性質、ならびに、遠位の同軸伝送線の内側導電体及び外側導電体の直径のステップ状の変化は、インダクタまたはコンデンサなどの集中素子に対する同等の影響を有する場合があり、したがって、伝達線が短くなるか長くなることに類似の影響を有する、わずかな位相の変化をもたらす場合がある。これらの影響は、実際には、（２ｎ＋１）λ／４の長さに比べ、遠位の同軸伝送線の長さをわずかに変化させることによって有効にキャンセルされ得る。このため、実際には、インピーダンスのマッチのための、遠位の同軸伝送線の最適な長さは、正確には（２ｎ＋１）λ／４に等しくない場合がある。特定の構成に関する遠位の同軸伝送線の最適な長さは、計算、シミュレーション、または実験によって判定され得る。

上述のように、遠位の同軸伝送線の最適な長さを判定するための、関連するλは、遠位の同軸伝送線におけるマイクロウェーブ周波数放射の波長である。（２ｎ＋１）λ／４に等しくなる長さに関する第２の同軸伝送線の必要な長さは、遠位の同軸伝送線の幾何学形状に少なくとも部分的に依存する。たとえば、遠位の同軸伝送線が（以下に記載する例示的実施形態の１つのような）円錐形状を有する場合、波長は、円錐形状の先端からの距離とともに変化する。この変化は、Ｂｅｓｓｅｌ関数を使用して数学的に記載することができる。円錐形状の先端に近いと、先端から数波長よりも、波長は著しく長くなる。この変化が考慮されない場合、円錐形状の２つのポイント間で計算された波長の数は、波長の顕著な部分だけ外に出る場合がある。そのような円錐形状では、（２ｎ＋１）λ／４の長さに等しい遠位の同軸伝送線の長さは、遠位の同軸伝送線の一様な円筒形状に関する等しい長さよりも大である。

電気外科器具は、組織を凝固させるためのものである場合がある。組織を凝固させる（ｃｏａｇｕｌａｔｉｎｇ ｔｉｓｓｕｅ）という用語は、組織内の血液を凝固させること、たとえば、組織内の血管または管腔内の血液を凝固させることを意味する場合がある。組織の凝固は、マイクロウェーブエネルギを組織内に搬送することによる、組織の加熱を通して達成される。

代替的には、電気外科器具は、別の目的のためのものである場合がある。たとえば、電気外科器具は、組織を切除するためのものである場合がある。このため、電気外科器具は、組織を加熱することによってその組織を切除する（組織を破壊するか除去する）ために、遠位の同軸伝送線の遠位端と接触している組織の局所的エリア内にマイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するために構成されている場合がある。このことは、たとえば、生体組織の表面の小さい腫瘍または病巣を除去する場合に有用である場合がある。

第２の内側導電体の外径に対する第２の外側導電体の内径の比は、器具の遠位端が組織と接触している場合に、遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスが

にほぼ等しく、ここで、Ｚ_ｉｎが近位の同軸伝送線の特性インピーダンスであり、Ｚ_Ｌが遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスであるようになっている場合がある。たとえば、遠位の同軸伝送線の遠位端が、組織に直接接触するために使用される場合、Ｚ_Ｌは、組織の所定の特性インピーダンスに基づく（具体的には、遠位の同軸伝送線の遠位の先端が存在し、組織に接触している、組織内の波のインピーダンスである）。

遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスが

に等しい場合、器具の遠位端が組織と接触しており（遠位の同軸伝送線の最適な長さを仮定する）、マイクロウェーブ周波数エネルギの最大量が組織に搬送される際に、近位の同軸伝送線のインピーダンスは、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスに正確にマッチする場合がある。したがって、この比の値は、特に有利な値である。当然、器具の許容可能な性能は、この値とは異なる、遠位の同軸伝送線のインピーダンスで達成
可能である場合がる。たとえば、電気外科器具の許容可能な（最適ではない）性能は、最適な値より１０％以下だけ高いか低い、または最適な値の２０％以下だけ高いか低い遠位の同軸伝送線のインピーダンスで達成され得る。

第２の内側導電体、第２の外側導電体、及び第２の誘電層は、組織に接触するために、遠位の同軸伝送線の遠位端面において露出している場合がある。このため、マイクロウェーブエネルギは、組織を、遠位の同軸伝送線の露出した端面と接触させることによって組織に結合／搬送され得る。上述のように、この場合、器具の遠位端が組織と接触している場合の遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスは、組織の所定の特性インピーダンスに基づいている（具体的には、負荷インピーダンスは、遠位の同軸伝送線の遠位の先端が存在し、組織に接触している、組織内の波のインピーダンスである）。

遠位の同軸伝送線の露出した端面は、遠位の同軸伝送線の中心軸にほぼ垂直である場合がある。

遠位の同軸伝送線の露出した端面は、ほぼ平坦である場合がある。
電気外科器具は、第２の内側導電体に接続された第３の内側導電体、第３の内側導電体と同軸に形成されるとともに、第２の外側導電体に接続された第３の外側導電体、及び、第３の内側導電体と第３の外側導電体とを分ける第３の誘電層を備えたさらなる遠位の同軸伝送線を備えている場合がある。

第３の内側導電体、第３の外側導電体、及び第３の誘電層は、組織に接触するために、さらなる遠位の同軸伝送線の遠位端面において露出している場合がある。このため、マイクロウェーブ周波数エネルギは、組織を、遠位の同軸伝送線の露出した端面と接触させることによって組織に結合／搬送され得る。上述のように、この場合、さらなる遠位の同軸伝送線の遠位端が組織と接触している際の遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスは、さらなる遠位の同軸伝送線のインピーダンスを含め、組織の所定の特性インピーダンスと、さらなる遠位の同軸伝送線の特性との、両方に依存する。

さらなる遠位の同軸伝送線は、同軸ケーブルの長さである場合がある。さらなる遠位の同軸伝送線は、近位の同軸伝送線と同じタイプの同軸ケーブルを備える場合がある。

さらなる遠位の同軸伝送線の断面は、近位の同軸伝送線の断面と同じである場合がある。たとえば、第１の内側導電体の直径と第３の内側導電体の直径とは同じである場合があり、第１の外側導電体の直径と第３の外側導電体の直径とは同じである場合がある。

さらなる遠位の同軸伝送線は、近位の同軸伝送線と同じ材料で形成される場合がある。
さらなる遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスは、近位の同軸伝送線の特性インピーダンスと同じである場合がある。たとえば、近位の同軸伝送線と、さらなる遠位の同軸伝送線とは、両方とも５０オームのインピーダンスを有する場合がある。

さらなる遠位の同軸伝送線の長さは、さらなる遠位の同軸伝送線が、所定の作動周波数において、組織の所定の特性インピーダンスの反応性部分をほぼキャンセルするようになっている場合がある。このため、さらなる遠位の同軸伝送線は、所定の特性インピーダンスの反応性部分をキャンセルし、遠位の同軸伝送線は、その後の純粋な実数のインピーダンスと、近位の同軸伝送線の特性インピーダンスの実数部分とをマッチさせる（または、それらの間のマッチを向上させる）。このため、インピーダンスの実数部分と反応性部分との両方は、遠位の同軸伝送線と、さらなる遠位の同軸伝送線との組合せによって説明される。

上述のように、近位の同軸伝送の特性インピーダンスの実数部分にマッチする、後の純粋な実数のインピーダンスは、さらなる遠位の同軸伝送線のインピーダンスを含め、組織の所定の特性インピーダンスと、さらなる遠位の同軸伝送線の特性との、両方に依存する。

さらなる遠位の同軸伝送線の適切な長さは、所望の実施態様のパラメータ、たとえば、組織の負荷の特性と、マイクロウェーブ放射の特性に基づく計算によって判定され得る。適切な長さは、コンピュータシミュレーション／モデリング、または実験によっても判定され得る。

さらなる遠位の同軸伝送線は、剛体である場合がある。換言すると、さらなる遠位の同軸伝送線は、可撓性ではない場合がある。これにより、さらなる遠位の同軸伝送線が、圧力下で器具の先端が変形することなく、組織に対して押圧することができる、剛性の器具の先端を形成することから、電気外科器具の動作の間、助けになる場合がある。

電気外科器具は、さらなる遠位の同軸伝送線に並列に接続された、開回路または短絡回路のスタブ（ｓｔｕｂ）を備えている場合がある。スタブは、遠位の同軸伝送線の遠位端に接続されている場合がある。スタブの特性（たとえば、スタブの長さ及び特性インピーダンス）は、組織の所定の特性インピーダンスの反応性部分をキャンセルするように選択される場合がある。スミスチャート（Ｓｍｉｔｈ Ｃｈａｒｔ）に関しては、さらなる遠位の同軸伝送線は、インピーダンスの反応性部分を、一定のコンダクタンス円上に移動するように考慮され、遠位の同軸伝送線に接続された開回路または短絡回路のスタブは、遠位の同軸伝送線の近位端において見られる反応性インピーダンス（＋／−ｊＢ）を無効にするかキャンセルする。

スタブの特性インピーダンスは、さらなる遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスと同じである場合がある。代替的には、スタブの特性インピーダンスは、さらなる遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスと同じではない場合がある。

電気外科器具は、さらなる遠位の同軸伝送線に並列に接続された、複数の開回路スタブまたは短絡回路スタブを備えている場合がある。

遠位の同軸伝送線は、剛体である場合がある。換言すると、遠位の同軸伝送線は、可撓性ではない場合がある。これにより、遠位の同軸伝送線が、圧力下で器具の先端が変形することなく、凝固されることになる組織に対して押圧することができる、剛性の器具の先端を形成することから、電気外科器具の動作の間、助けになる場合がある。

所定の作動周波数は、５．８ＧＨｚである場合がある。
換言すると、遠位の同軸伝送線の長さは、５．８ＧＨｚの所定の動作周波数において、器具の遠位端が組織と接触している場合、遠位の同軸伝送線が、近位の同軸伝送線と、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスとの間のインピーダンスのマッチを向上させるインピーダンス変成器であるようになっている場合がある。たとえば、遠位の同軸伝送線の長さは、（２ｎ＋１）λ／４にほぼ等しい場合がある。ここで、λは、５．８ＧＨｚの所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギの遠位の同軸伝送線内の波長である。

５．８ＧＨｚは、たとえば、組織の凝固を達成するように、局所的エリアにおける組織内にマイクロウェーブ周波数エネルギを制御可能に搬送することを達成するための、適切な周波数である。

第２の内側導電体の外径と、第２の外側導電体の内径との間の間隔は、第１の内側導電体の外径と第１の外側導電体の内径との間の間隔未満である場合がある。換言すると、第２の誘電層の厚みは、第１の誘電層の厚みよりも小である場合がある。遠位の同軸伝送線の内側導電体と外側導電体との間の間隔を低減することの利点は、遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスがより小さくされることである。

しかし、代替的実施形態では、第２の内側導電体の外径と、第２の外側導電体の内径との間の間隔は、代わりに、特に、二酸化チタンなどの高絶縁定数の材料が第２の誘電層内に使用されている場合に、第１の内側導電体の外径と、第１の外側導電体の内径との間の間隔より大である場合がある。

第２の内側導電体の外径は、第１の内側導電体の外径より大である場合がある。換言すると、第２の内側導電体は第１の内側導電体より幅広である場合がある。代替的には、第２の内側導電体の外径は、第１の内側導電体の外径より小である場合がある。換言すると、第２の内側導電体は第１の内側導電体より細い場合がある。

第２の外側導電体の外径は、第１の外側導電体の外径より大である場合がある。換言すると、第２の外側導電体は第１の外側導電体より幅広である場合がある。代替的には、第２の外側導電体の外径は、第１の外側導電体の外径より小である場合がある。換言すると、第２の外側導電体は第１の外側導電体より細い場合がある。

第１の内側導電体と第２の内側導電体との間、または、第１の外側導電体と第２の外側導電体との間に、直径の差が存在する場合、遠位の同軸伝送線の長さをわずかに調整して、直径の段差または複数の段差の影響を補償する場合がある。調整の適切なサイズは、実験的に、またはシミュレーションにより、計算されるか、検索されるか、判定され得る。

第１の内側導電体と第２の内側導電体との間、及び、第１の外側導電体と第２の外側導電体との間に、直径の差が存在する場合、各内側導電体間の直径の段差の軸方向の位置は、直径の各段差の影響を補償するために、外側導電体間の直径の段差の軸方向の位置とは異なる場合がある。

遠位の同軸伝送線は、近位の同軸伝送線よりも大である外径を有する場合がある。換言すると、遠位の同軸伝送線は、近位の同軸伝送線よりも幅広である場合がある。

第２の誘電層は、第１の誘電層とは異なる誘電材料で形成される場合がある。第２の誘電層は、第１の誘電層よりも高い相対誘電率を有する場合がある。たとえば、第２の誘電層は、ＭＡＣＯＲなどの、ガラスセラミック誘電材料で形成される場合がある。第１の誘電材料は、ＰＴＦＥである場合がある。第２の誘電層に、より高い相対誘電率の誘電体を使用することにより、同じ厚みの第２の誘電層に関する、第２の誘電層のインピーダンスがより低くなる結果となる。

近位の同軸伝送線の特性インピーダンスは、５０オームである場合がある。
近位の同軸伝送線は、同軸ケーブルである場合がある。たとえば、同軸ケーブルは、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ８６の同軸ケーブル、または、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ４７の同軸ケーブルである場合がある。

遠位の同軸伝送線は、同軸ケーブルである場合がある。
遠位の同軸伝送線は、そのより広い近位端から、そのより細い遠位端に向かってテーパが付されている場合がある。換言すると、遠位の同軸伝送線は、その近位端からその遠位端に向かって、線形的に細くなり、それにより、遠位端が近位端よりも細くなっている場
合がある。このことは、遠位の同軸伝送線が円錐台形状を有する結果となる場合がある。遠位の同軸伝送線の遠位端は、近位端の直径の半分の直径を有する場合がある。遠位の同軸伝送線のこの構成により、遠位の同軸伝送線の遠位端において、組織のより小さいエリアにマイクロウェーブエネルギが搬送される結果となる。マイクロウェーブ周波数エネルギの組織内への搬送の、このさらなる局所化は、いくつかの外科上の工程において、たとえば、小さい管を凝固させることを試みる場合、または、わずかな表面の腫瘍または病巣を切除することを試みる場合に、特に有用である場合がある。

代替的実施形態では、遠位の同軸伝送線は、代わりに、そのより広い遠位端から、そのより細い近位端に向かってテーパが付されている場合がある。換言すると、遠位の同軸伝送線のテーパは、すぐ上に記載したものとは逆方向である場合がある。

当然、遠位の同軸伝送線の他の形状も可能である。
遠位の同軸伝送線がテーパ状である場合、第２の内側導電体の外径に対する第２の外側導電体の内径の比は、遠位の同軸伝送線に沿ってほぼ一定であり、それにより、遠位の同軸伝送線のインピーダンスは、その長さに沿ってほぼ一様になっている場合がある。

器具が、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギを、４５オームから１８０オームの範囲、または４５オームから６０オームの範囲の、所定の特性インピーダンスを有する組織に搬送するために構成されている場合がある。たとえば、対象となっている多くの組織は、約４５オームから約６０オームの間のインピーダンスを有する場合がある。爪は、約１２０オームのインピーダンスを有する場合があり、脂肪及び骨は、約１８０オームのインピーダンスを有する場合がある。上述のように、組織は、そのインピーダンスに対する反応性（虚数）成分をも有する場合がある。

電気外科器具は、所定の作動周波数において、近位の同軸伝送線と、組織との間のインピーダンスのマッチを向上させるための、複数の遠位の同軸伝送線を備えている場合がある。換言すると、直列に接続された、複数の遠位の同軸伝送線が存在する場合があり、それらの各々は、所定の作動周波数において、近位の同軸伝送線と、組織との間の、インピーダンスのマッチを向上させるように（内径と外径との比、及び、長さに関して）構成されている。この構成は、近位の同軸伝送線の特性インピーダンスが、組織のインピーダンスと著しく異なっている場合に特に有利である場合があり、この理由は、インピーダンスのマッチが、複数の遠位の同軸伝送線にわたって次第に／徐々に行われ得るためである。

本発明の第２の態様によれば、
任意選択的に、上述の１つまたは複数の任意の特徴を有する、本発明の第１の態様に係る電気外科器具と、
近位の同軸伝送線の近位端に接続された電気外科ジェネレータと、を備え、
電気外科ジェネレータが、近位の同軸伝送線に、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数電磁エネルギを供給するように構成されている、電気外科システムが提供され得る。

たとえば、コントローラは、近位の同軸伝送線に、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギを供給するように、予め設定されているか、プログラムされている場合がある。

電気外科システムは、組織を凝固させるため、または組織を切除するためのものである場合がある。

電気外科システムは、電気外科ジェネレータを制御するためのコントローラを備える場
合があり、このコントローラは、組織に搬送されるマイクロウェーブ周波数エネルギの量を所定の量未満に制限するために、ジェネレータによって供給されるマイクロウェーブ周波数エネルギの出力及び／または持続時間を制御するように構成されている場合がある。

たとえば、このコントローラは、マイクロウェーブ周波数エネルギの出力及び／または継続時間を制御して、組織に搬送されるマイクロウェーブ周波数エネルギの量を、組織の穿孔、またはいくつかの他の望ましくない影響が生じ始めると知られている量より下、または、この量の下の安全な許容範囲の量より下に維持するように構成され得る。このため、コントローラは、たとえば、このリミットに達した場合にジェネレータがマイクロウェーブエネルギを供給することを停止することにより、ジェネレータがこれよりも多くのエネルギを供給することを防止するように作動する。

穿孔、または、マイクロウェーブ周波数エネルギのいくつかの他の望ましくない影響が生じ始めるマイクロウェーブ周波数エネルギの量は、たとえば計算または実験から、予め知られている場合がある。したがって、コントローラは、器具を使用して処置されることになる組織のタイプ、及び、たとえば凝固または切除など、必要とされる処置のタイプに関する関連情報で、予めプログラムされている場合がある。たとえば、コントローラは、組織に供給することができるマイクロウェーブエネルギの上限に関する特定の値で、予めプログラムされ得る。代替的には、コントローラは、その組織に関するジェネレータによって供給され得る、出力と持続時間との特定の組合せでプログラムされ得る。

このため、組織の穿孔またはいくつかの他の望ましくない影響が生じないことの確信を伴って器具を使用することが可能である場合がある。このことは、臨床上の設定においては、重要な考慮事項である。

電気外科システムは、組織に搬送されたマイクロウェーブ周波数エネルギの量を示す情報を検知するためのセンサを備えている場合がある。たとえば、センサは、組織に向かって伝達されるマイクロウェーブ周波数エネルギの振幅、及び、組織から反射されるマイクロウェーブ周波数エネルギの振幅を検知する場合があり、また、この情報を使用して、組織に搬送されるエネルギ量を判定する場合がある。当然、この機能は、単一のセンサの代わりに、複数のセンサによって実施され得る。

コントローラは、ジェネレータを、４秒までの期間、１５Ｗの出力を提供するように制御するように構成されている場合がある。本発明者は、このことが、組織の穿孔、または他の望ましくない影響を安全に避けつつ、組織の凝固を達成するために、組織に十分なエネルギが搬送される結果となることを理解している。

本発明の第３の態様によれば、任意選択的に、上述のいずれか１つまたは複数の任意の特徴を有する、本発明の第１の態様に係る電気外科器具の製造方法が提供され得る。本方法は、
器具の遠位端が組織と接触している場合に、近位の同軸伝送線の特性インピーダンスと、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスとの間の中間である、遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスの結果となる、第２の内側導電体の外径に対する第２の外側導電体の内径の比を判定することと、
第２の内側導電体の外径に対する第２の外側導電体の内径の比を、判定された比になるように設定することと、
器具の遠位端が、組織と接触している場合に、遠位の同軸伝送線が、近位の同軸伝送線と、遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスとの間のインピーダンスのマッチを向上させるインピーダンス変成器である結果となる、遠位の同軸伝送線の長さを判定することと、
遠位の同軸伝送線の長さを、判定された長さに設定することと、を含んでいる。

本発明の第３の態様に係る方法は、特定の作動周波数において、特定のタイプの組織を凝固させるために使用されるのに最適化された電気外科器具を製造するために使用され得る。

本方法によれば、特定の作動周波数において器具の遠位端が組織と接触している場合の、遠位の同軸伝送線の内側導電体の直径と外側導電体の直径との比、及び、遠位の同軸伝送線の遠位端における、特定の負荷インピーダンスに対する良好なインピーダンスのマッチに必要な、遠位の同軸伝送線の長さが判定される。このため、遠位の同軸伝送線の計算された特性を有する電気外科器具が製造される。結果として得られる電気外科器具は、特定の作動周波数における特定の特性インピーダンスを有する特定の組織を凝固させる際に使用するのに最適化される。

本発明の第３の態様に係る方法は、以下の任意選択的特徴のいずれか１つ、または、それらが互換性のある範囲においては、２つ以上を有する場合がある。

本方法は、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギの遠位の同軸伝送線における波長λを判定することと、判定された波長λに基づき、遠位の同軸伝送線を、（２ｎ＋１）λ／４にほぼ等しくなるように設定することであって、ｎが０以上の整数である、設定することと、を含む場合がある。上述のように、このことは、近位の同軸伝送線と組織との間の最適なインピーダンスのマッチを達成することに関し、遠位の同軸伝送線の（概ね）最適な長さになり得る。

本方法は、

にほぼ等しい、遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスをもたらす、第２の内側導電体の外径に対する第２の外側導電体の内径の比を判定することであって、器具の遠位端が組織と接触している場合に、Ｚ_ｉｎが近位の同軸伝送線の特性インピーダンスであり、Ｚ_Ｌが遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスである、判定することと、第２の内側導電体の外径に対する第２の外側導電体の内径の比を、判定された比になるように設定することと、を含む場合がある。上述のように、遠位の同軸伝送線のこのインピーダンスは、最適なインピーダンスのマッチを提供し得る。

波長を判定すること、及び／または比を判定することには、波長及び／または比を計算することが含まれる場合がある。代替的には、波長を判定すること、及び／または比を判定することは、表、データベース、または他のプログラムもしくはドキュメント内の関連する情報を見つける／検索することを含み得る。

本方法は、

を計算することと、遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスが

に等しくなる、第２の内側導電体の外径に対する第２の外側導電体の内径の比を計算することと、を含む場合がある。近位の同軸伝送線の特性インピーダンスは、計算されるか、測定されるか、たとえば、表、データベース、またはデータシートが検索される場合がある。ターゲットの組織の特性インピーダンスは、同様に、計算されるか、測定されるか、たとえば、表、データベース、またはデータシートが検索される場合がある。

本方法は、第２の誘電層の相対誘電率に基づき、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギの、遠位の同軸伝送線における波長を計算することを含む場合がある。このため、波長は、第２の誘電層内の誘電材料の相対誘電率の情報、及び、既知の物理的定数に基づいて計算され得る。

電気外科器具がさらなる遠位の同軸伝送線を備えている場合、本方法は、組織の所定の特性インピーダンスの反応性部分がキャンセルされる結果となる、さらなる遠位の同軸伝送線の長さを判定することと、さらなる遠位の同軸伝送線の長さを、判定された長さにほぼ等しくなるように設定することと、を含む場合がある。

上述の態様のいずれかにおける、第１、第２、または第３の誘電材料のいずれかは、空気などの気体であるか、固体、または液体である場合がある。

本発明の各実施形態をここで、例としてのみの目的で、添付図面を参照して論じる。

肝臓組織を凝固させるのに使用される、本発明の一実施形態に係る電気外科器具のコンピュータシミュレーションを示す図である。 図１に示すコンピュータシミュレーションに関するマイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図である。 肝臓組織の表面に垂直な角度に対するある角度の器具での、肝臓組織を凝固させるのに使用される、本発明の一実施形態に係る電気外科器具のさらなるコンピュータシミュレーションを示す図である。 図３に示すさらなるコンピュータシミュレーションに関する、３つの異なる角度の器具の、マイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図である。 肝臓組織を凝固させるのに使用される、本発明のさらなる実施形態に係る電気外科器具のコンピュータシミュレーションを示す図である。 図５に示すコンピュータシミュレーションに関するマイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図である。 肝臓組織を凝固させるのに使用される、本発明のさらなる実施形態に係る電気外科器具のコンピュータシミュレーションを示す図であり、第１の同軸伝送線と第２の同軸伝送線とは、図１の実施形態よりも細い。 図７に示すコンピュータシミュレーションに関するマイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図。 肝臓組織を凝固させるのに使用される、本発明のさらなる実施形態に係る電気外科器具のコンピュータシミュレーションを示す図であり、第２の同軸伝送線は、図１の実施形態よりも細い。 図９に示すコンピュータシミュレーションに関するマイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図である。 本発明のさらなる実施形態に係る、電気外科器具の概略図である。

上述のように、本発明者は、局所的な領域における組織に、マイクロウェーブ周波数放射を制御しつつ搬送することを達成するために有利な方法は、同軸伝送線の露出した端部を組織に対して押圧することにより、同軸伝送線（たとえば、同軸ケーブル）の露出した端部からマイクロウェーブ周波数エネルギを組織に直接結合することであることを理解している。

しかし、本発明者は、同軸伝送線の露出した端部と接触した生体組織は、同軸伝送線のインピーダンスに比べ、マイクロウェーブ周波数エネルギに対して低いインピーダンスを生じること、及び、このために、同軸伝送線と生体組織との間に、インピーダンスの著しいミスマッチが生じることを理解している。

本発明者は、この問題が、同軸伝送線のインピーダンスを、組織のインピーダンスによりよくマッチさせるために、同軸伝送線の遠位端にインピーダンス変成器を設け、それにより、マイクロウェーブ周波数エネルギが、エネルギの著しい反射を少なくしつつ、組織に、より効率的に結合／搬送されることによって克服することができることを理解している。

本発明者は、このことは、実際には、第１の同軸伝送線の遠位端に接続されたさらなる同軸伝送線の形態のインピーダンス変成器を提供することにより、同軸伝送線の露出した端部からのエネルギを組織に直接結合することの利点を依然として達成しつつ達成できることを理解している。ここで、さらなる同軸伝送線は、さらなる同軸伝送線の遠位端において、第１の同軸伝送線のインピーダンスを、負荷インピーダンスによりよくマッチさせるように構成された長さ及び特性インピーダンスを有している。

したがって、図１に示す本発明の第１の実施形態では、その近位の（後部側）端部から、その遠位の（前部側）端部にマイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するための第１の（近位の）同軸伝送線３を備えた電気外科器具１が提供されている。さらに、その近位の（後部側）端部から、その遠位の（前部側）端部にマイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するための第２の（遠位の）同軸伝送線５が提供されている。第２の同軸伝送線５は、その近位端において第１の同軸伝送線３の遠位端に接続され、それにより、マイクロウェーブ周波数エネルギが第１の同軸伝送線３から第２の同軸伝送線５に直接搬送できるようになっている。

第１の同軸伝送線３と第２の同軸伝送線５とは、両方とも、それぞれの伝送線の中心軸周りに対称になっている。さらに、第１の同軸伝送線３と第２の同軸伝送線５とは、端部と端部とが互いに整列され、それにより、それらの中心軸が同じ線上にあるようになっている。

第１の同軸伝送線３は、円柱状の第１の内側導電体７、筒状の第１の外側導電体９、及び、第１の内側導電体７と第１の外側導電体９とを分ける筒状の第１の誘電層１１を備えている。第１の誘電層１１は、第１の内側導電体７の外側表面上に直接設けられており、第１の外側導電体９は、第１の誘電層１１の外側表面上に直接設けられている。

この実施形態では、第１の同軸伝送線は、５０オームのＳｕｃｏｆｏｒｍ ８６の同軸ケーブルである。第１の内側導電体７は、０．５３ｍｍの直径を有し、第１の外側導電体９は、１．６５ｍｍの内径を有し（したがって、第１の誘電層１１は１．６５ｍｍの外径
を有している）、第１の外側導電体９は、２．１ｍｍの外径を有している。当然、他の実施形態では、異なる寸法及び性質を有する異なるタイプの同軸ケーブル、または、異なるタイプの同軸伝送線が代わりに使用され得る。

この実施形態では、第１の誘電層１１は、２．１の相対誘電率を有するＰＴＦＥから形成されている。当然、他の実施形態では、異なる誘電材料が使用され得る。

この実施形態では、第１の内側導電体７は、金属ワイヤである。具体的には、第１の内側導電体７は、銅及び銀でメッキされたスチールワイヤである。第１の外側導電体９は、金属のブライドである。具体的には、第１の外側導電体９は、スズでメッキされた銅線から形成されたブライドである。当然、他の実施形態では、異なる材料が、第１の内側導電体７及び第１の外側導電体９に使用され得る。

第１の同軸伝送線３の長さは、以下に記載する器具１の動作には重要ではなく、器具１が使用されることが意図されている特定の環境に基づいて選択され得る。

第２の同軸伝送線５は、円柱状の第２の内側導電体１３、筒状の第２の外側導電体１５、及び、第２の内側導電体１３と第２の外側導電体１５とを分ける筒状の第２の誘電層１７を備えている。第２の誘電層１７は、第２の内側導電体１３の外側表面上に直接設けられており、第２の外側導電体１５は、第２の誘電層１７の外側表面上に直接設けられている。

この実施形態では、第２の内側導電体１３は、１．２ｍｍの直径を有しており、このことは、第２の内側導電体１３が第１の内側導電体７より幅広であることを意味している。また、第２の外側導電体１５は、１．８ｍｍの内径を有している（したがって、第２の誘電層１７は１．８ｍｍの外径を有している）。第２の外側導電体１５の外径は、第１の外側導電体９の外径より幅広である。当然、他の実施形態では、第２の内側導電体１３及び第２の外側導電体１５は、異なる寸法を有する場合がある。この実施形態では、第２の外側導電体１５の外径は２．５ｍｍである。

この実施形態では、第２の誘電層１７は、ガラスセラミックの誘電体である。具体的には、第２の誘電層１７は、ＭＡＣＯＲ（登録商標）であり、５．６７の相対誘電率を有している（この値は、周波数に依存している場合があり、このため、電気外科器具が使用されるマイクロウェーブ放射の特定の周波数に依存する場合がある）。当然、他の実施形態では、異なる誘電材料が代わりに使用され得る。

第２の内側導電体１３は、ステンレス鋼の中実円柱を含み得る。第２の内側導電体１３の外側表面は、銀でコーティング、たとえばメッキされ得る。当然、他の材料が第２の内側導電体１３に使用され得る。

第２の外側導電体１５は、ステンレス鋼の中空の筒を含み得る。第２の外側導電体１５の内側表面は、銀でコーティング、たとえばメッキされ得る。当然、他の材料が第２の外側導電体１５に使用され得る。

第２の内側導電体１３は、第１の内側導電体７の遠位端に、それらの中心軸が整列した状態で接続されている。第２の外側導電体１５も、第１の外側導電体９の遠位端に、それらの中心軸が整列した状態で接続されている。このため、マイクロウェーブ周波数エネルギが第１の同軸伝送線３から第２の同軸伝送線５に搬送できるようになっている。したがって、第１の同軸伝送線３と第２の同軸伝送線５とは、中心軸が重なっている場合がある。

この実施形態では、第２の誘電層は、第１の誘電層よりも薄い。
第２の内側導電体１３、第２の外側導電体１３、及び第２の誘電層１７は、第２の同軸伝送線５の平坦な遠位端面において露出している。第２の同軸伝送線５の平坦な遠位端面は、以下にさらに記載するように、組織内にマイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するために、組織に対して押圧することができる。

図１に示す電気外科器具１は、特定の周波数を有するマイクロウェーブエネルギを使用して、特定のインピーダンスを有する特定のタイプの組織を凝固させるように構成することができる。このことは、第２の同軸伝送線５の長さと、第２の内側導電体１３の直径に対する第２の外側導電体１５の内径の比を、第２の同軸伝送線５が、第１の同軸伝送線３の特性インピーダンスを組織の特性インピーダンスに、特定の周波数においてよりよくマッチさせるインピーダンス変成器として機能するように構成することによって達成される。

インピーダンス変成器の理論は、よく知られているとともに、本技術分野で理解されており、したがって、本明細書においては、詳細な説明は繰り返さない。

好ましくは、第２の同軸伝送線５は、第１の同軸伝送線３のインピーダンスを組織のインピーダンスに正確にマッチさせ、それにより、マイクロウェーブエネルギの最大量が組織に搬送されるように構成される。当然、電気外科器具１の許容可能な性能は、インピーダンスを正確にマッチさせることなく達成され得る。この理由は、わずかなインピーダンスのミスマッチ（たとえば、１０％以下、または２０％以下）が、わずかな量のマイクロウェーブエネルギのみが反射して、組織から離れることに繋がり得るためである。

第２の同軸伝送線５が、第１の同軸伝送線３の特性インピーダンスを肝臓組織の特性インピーダンスに、所定の作動周波数においてよりよくマッチさせるインピーダンス変成器として機能するための、２つの要件が存在する。第１に、第２の同軸伝送線５の長さは、第２の同軸伝送線５が、所定の作動周波数において、第１の同軸伝送線３と組織との間のインピーダンスのマッチを向上させるインピーダンス変成器であるようにしなければならない。たとえば、第２の同軸伝送線は、（２ｎ＋１）λ／４にほぼ等しい長さを有し得る。第２に、第２の同軸伝送線５のインピーダンスは、第１の同軸伝送線３のインピーダンスと、凝固される組織のインピーダンスとの間の中間でなければならない。最適なインピーダンスのマッチのためには、第２の同軸伝送線５のインピーダンスが

にほぼ等しくなければならない。ここで、Ｚ_ｉｎは、第１の同軸伝送線３の特性インピーダンスであり、Ｚ_Ｌは、組織の所定の特性インピーダンスである。

第２の誘電層１７の誘電材料では、マイクロウェーブ周波数エネルギは、速度ｖで伝達する。ここでは以下のようになる。

ここで、Ｃは光速であり、μ_ｒは誘電材料の相対透過率であり、ε_ｒは誘電材料の相対誘
電率（絶縁定数）である。

誘電材料を、非磁性であり、したがって、１の相対透過率を有すると推定すると、マイクロウェーブ周波数エネルギは、第２の誘電層１７内において、ある速度で伝達する。

したがって、第２の誘電層１７内におけるマイクロウェーブ周波数エネルギの波長λは、以下によって与えられる。

ここで、ｆはマイクロウェーブ周波数エネルギの周波数である。
このため、方程式（３）を使用することで、所望の作動周波数を有するマイクロウェーブエネルギの第２の同軸伝送線５内における波長が、誘電材料の相対誘電率（絶縁定数）に基づいて判定され得る。誘電材料の相対誘電率は、検索されるか、計算されるか、実験によって見出され得る。このため、（２ｎ＋１）λ／４に等しい第２の同軸伝送線５の長さは、容易に判定することができる。また、電気外科器具１内の第２の同軸伝送線５の長さは、計算された長さにほぼ等しく設定することができる。

代替的には、上述のように、第２の同軸伝送線５の最適な長さは、この値とは異なる場合がある。この理由は、この長さが、やはり、第２の同軸伝送線５の特定の幾何学形状によって影響を受ける場合があるためである。このため、最適な長さは、場合によっては、上述のように計算された第２の同軸伝送線５における波長を使用することに加え、第２の同軸伝送線５の幾何学形状に基づいて計算され得る。代替的には、最適な長さは、シミュレーションまたは実験に基づいて判定され得る。最適な長さは、反射損失を最小にする、すなわち、反射されたマイクロウェーブ周波数エネルギの量または比率を最小にする長さである。このことは、第１の同軸伝送線３と組織との間のインピーダンスのマッチを最大にすることに対応している。当然、第２の同軸伝送線の実際の長さは、正確な最適長さである必要はなく、この理由は、他の類似の長さによっても、許容可能な（最適ではない）性能が与えられ得るためである。

同軸ケーブルのインピーダンスは、方程式（４）によって与えられる。

ここで、μ_ｒは誘電材料の相対透過率であり、ε_ｒは、誘電材料の相対誘電率（絶縁定数）であり、Ｄは外側導電体の内径であり、ｄは内側誘電体の外径である。誘電材料を、非磁性であり、したがって、１の相対透過率を有すると推定すると、同軸伝送線のインピーダンスは、方程式（５）によって与えられる。

方程式（５）によれば、同軸ケーブルのインピーダンスは、特定の相対誘電率を有する特定の誘電材料に関し、もっぱら、内側導電体の外径に対する外側導電体の内径の比によって判定される。このため、方程式（５）を使用して、特定のインピーダンスを有する同軸ケーブルを提供するための、内側導電体の外径に対する外側導電体の内径の必要な比を計算することができる。

このため、方程式（５）は、第２の内側導電体１３の外径に対する第２の外側導電体１５の内径の比を計算するために使用することができる。このことは、第２の同軸伝送線５の特性インピーダンスが、第１の同軸伝送線３の特性インピーダンスと組織との間の中間になる結果となり、また、電気外科器具の比は、計算された値に設定することができる。

好ましくは、比が計算され、このことが、第２の同軸伝送線５の特性インピーダンスが

にほぼ等しくなる結果となる。ここで、Ｚ_ｉｎは、第１の同軸伝送線の特性インピーダンスであり、Ｚ_Ｌは、組織の所定の特性インピーダンスである。この理由は、このことが、第１の同軸伝送線と組織との間で正確にインピーダンスをマッチさせ、したがって、組織に搬送されるマイクロウェーブエネルギの量を最大にするためである。

第２の内側導電体及び第２の外側導電体の適切な特定の直径は、変数の数に基づいて判定され得る。この変数には、第１の同軸伝送線１の対応する直径、マイクロウェーブ周波数エネルギが搬送される組織の幾何学形状、及び、マイクロウェーブ周波数エネルギの周波数が含まれる。

図１に示すコンピュータシミュレーションでは、電気外科器具１は、５．８ＧＨｚの特性周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギを使用して、肝臓組織を凝固させるために構成されている。当然、他の実施形態では、所望の作動周波数は異なる場合があり、及び／または、凝固される所望の組織（及び対応する特性インピーダンス）は異なる場合があり、及び／または、器具は、切除などの、凝固とは異なる効果を得るためのものである場合がある。

このコンピュータシミュレーションでは、５０オームのＳｕｃｏｆｏｒｍ ８６ケーブルを、簡略化のために、１０ｍｍの長さのものとしてモデル化した。

シミュレーションは、３．３ＧＨｚから８．３ＧＨｚのバンド幅で、５．８ＧＨｚの中心周波数のＣＳＴ Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｓｔｕｄｉｏを使用して行った。肝臓の負荷は、遠位の同軸伝送線の開回路端部に対して直接付してモデル化した。肝臓の負荷のインピーダンスは、５８＋ｊ１０．６オームとしてモデル化した。このことは、第２の同軸伝送線５内のＭＡＣＯＲ誘電体に関する５．６７の絶縁定数に比べ、およそ３８の絶縁定数を有するものとして肝臓の負荷をモデル化することに対応している。

最初は、２．５ｍｍの外径を有する第２の同軸伝送線５に関し、直径１ｍｍの第２の内側導電体１３と、１．６５ｍｍの外径の第２の誘電層１７を選択した。これらパラメータ
を使用して、様々なシミュレーションを実施することにより、肝臓組織に搬送されるマイクロウェーブエネルギの量を最大にするための第２の同軸伝送線５の理想的な長さが、９ｍｍに近いことがわかった。

第２の同軸伝送線５の長さを９ｍｍに設定すると、第２の内側導電体１３の外径と第２の誘電層１７の外径が変化した。また、１．２ｍｍの外径の第２の内側導電体１３と、１．８ｍｍの外径の第２の誘電層１７とが、合理的なバンド幅の５．８ＧＨｚの作動周波数において、肝臓組織に良好にマッチすることがわかった。

電気外科器具の性能は、組織内の吸収パターンと、望ましくない方向における放射のレベルを判定するために、シミュレーションにおいてチェックした。そして、性能が許容可能なものだとわかった。

図１は、器具１の遠位端と接触している肝臓組織を凝固させるのに使用される、本発明の一実施形態に係る電気外科器具１のコンピュータシミュレーションを示す図である。第２の同軸伝送線５の長さ及び直径のパラメータは、上で判定された最適なパラメータに設定した。

シミュレーションにおける、肝臓組織２１内の出力吸収パターン１９は、遠位の同軸伝送線５の遠位端に直接接触している肝臓組織２１のエリアに局所化しており、第１の同軸伝送線と第２の同軸伝送線とで共有されている中心軸周りに円形に対称になっていることが、図１から見ることができる。

この結果は、本発明により、組織のそのエリア内において、制御しつつ局所的に凝固させるために、電気外科器具と接触している組織内に出力を、制御しつつ局所的に搬送することを達成することが可能であることを証明している。

図２は、図１に示すコンピュータシミュレーションに関するマイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図である。本技術分野でよく知られているように、Ｓ−パラメータは、インピーダンスのミスマッチに起因するマイクロウェーブエネルギの反射損失の測定値であり、それとして、Ｓ−パラメータは、インピーダンスのミスマッチの度合いを示している。Ｓ−パラメータは、方程式（６）によって規定することができる。

Ｐ_Ｉ＝ＳＰ_Ｒ （６）
ここで、Ｐ_Ｉは、組織に向かって出て行く、器具内の出力であり、Ｐ_Ｒは、組織から外に反射された出力であり、ＳはＳ−パラメータである。

図２に示すように、シミュレーションの結果では、５．８ＧＨｚの所望の作動周波数に関し、インピーダンスが非常に良好にマッチしている。このことは、シミュレーションにおける、このマイクロウェーブエネルギの周波数において、肝臓組織から外に反射されたマイクロウェーブエネルギがほとんどないことを意味している。このことは、電気外科器具の遠位の同軸伝送線の長さ及び直径のパラメータを上述のように構成することにより、遠位の同軸伝送線の遠位端と接触している組織の所望の局所的なエリア内に、電気外科器具によって搬送されるマイクロウェーブエネルギの量を最大にすることができることを証明している。

そのように良好にマッチさせることは、実際には達成が困難である場合があるが、これらの結果は、インピーダンスの許容可能なマッチが、異なる（しかし類似の）相対誘電率の異なる組織の領域にわたって達成可能である場合があることをも示している。たとえば
、より低いが依然として許容可能な、−１５ｄＢのＳ−パラメータは、肝臓組織よりもわずかに高いか低いインピーダンスを有する、異なるタイプの組織で達成され得る。

遠位の同軸伝送線の遠位端の角のみが組織と接触するように器具を傾けることの影響を判定するために、さらなるシミュレーションを行った。遠位の同軸伝送線の遠位端と、組織の表面との間の角度が１度より大である角度に関し、マッチが低減されることがわかった。５度の傾きに関してシミュレーションされた吸収パターンが図３に示されており、１度、２度、及び５度の傾きに関するＳ−パラメータ（反射損失）が図４に示されている。

図３に示すように、電気外科器具の一部のみが組織と接触するように電気外科器具を傾ける場合、マイクロウェーブの出力は、接触している、組織のより小さい局所的なエリアに搬送される。図３に示すように、出力搬送パターン２２は、図１の出力搬送パターン１９よりもより小さく、より局所的である。

５度の傾きに関しては、出力が放射された。すなわち、この傾きでは、電気外科器具を出るが、意図した組織には入らず、入力出力に比べて−２３．１８ｄＢ、すなわち、約０．５％だった。反射損失は−０．８４ｄＢだった。すなわち、出力の約１７．５％のみが、電気外科器具の適用された端部を出た。この出力の約９７％は、意図された組織に吸収された。

図４に示すように、器具の中心軸と、組織表面に垂直な方向との間の角度／傾きの量が増大すると、反射損失が著しく増大する。このことは、より多くのマイクロウェーブの出力が反射され、組織に搬送されるマイクロウェーブの出力がより少なくなることを意味している。したがって、電気外科器具は、これら傾きの角度がより高いと、効率が低下することになるが、マイクロウェーブエネルギは、より小さいエリアに集中することになる。

図５は、本発明の第２の実施形態に係る電気外科器具２３のコンピュータシミュレーションの結果を示す図である。この第２の実施形態に係る電気外科器具２３は、第２の実施形態においては、第２の同軸伝送線２５が、より幅広な近位端２７からより細い遠位端２９に向かってテーパが付いていることから、第１の実施形態に係る電気外科器具１とは異なっている。この実施形態では、遠位端２９は、近位端２７の約半分の直径を有している。

具体的には、この実施形態では、第２の同軸伝送線の遠位端２９において、第２の内側導電体の直径は０．６ｍｍであり、第２の誘電層の直径は０．９ｍｍであり、第２の外側導電体の外径は１．２５ｍｍである。

この実施形態では、内側導電体の外径に対する外側導電体の内径の比は、遠位の同軸伝送線の長さに沿って一定に維持されており、それにより、遠位の同軸伝送線のインピーダンスは、その長さに沿って一定になるようになっている。さらに、組織と接触している遠位の同軸伝送線の露出した遠位端の比率は、図１の実施形態と同じである。

図５に示すように、この方式でテーパが付けられている第２の同軸伝送線２５の利点は、第２の同軸伝送線２５の遠位端において、組織のより小さいエリアにマイクロウェーブエネルギが搬送されることである。このことは、図１における出力吸収パターン１９と、図５における出力吸収パターン３１とを比較することによって見ることができる。このため、マイクロウェーブエネルギの搬送は、第２の実施形態において、より局所化される。このことは、たとえば、エネルギの搬送を、特定のエリアまたはタイプの組織、たとえば血管または管腔に集中させることが所望である場合、特に有用である場合がある。

図６は、図５に示すコンピュータシミュレーションに関するマイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図である。このシミュレーションでは、第２の同軸伝送線２５の長さを第１の実施形態の９ｍｍから１０ｍｍに延ばし、それにより、５．８ＧＨｚの所望の作動周波数において、反射損失を最小にするようにした。第２の同軸伝送線の長さの変化は、マイクロウェーブ周波数エネルギの波長が、第２の同軸伝送線のこのテーパが付けられた幾何学形状では、より長くなることから、必要であった（このことは、第２の同軸伝送線の最適な長さが、λ／４の奇数倍ではない例である）。

図６から、反射損失が、図１に示す実施形態よりもより顕著であることが明らかである（図６と図２とを比較されたい）。このことは、第２の同軸伝送線の幾何学形状（たとえば、長さ、及び直径の比）が、肝臓の負荷組織には完全に最適化されていなかったことが原因である場合がある。したがって、第２の同軸伝送線の幾何学形状をより最適化することにより、第２の同軸伝送線のこの幾何学形状で、より低い反射損失を達成することが可能である場合がある。

しかし、器具２５の性能は、この反射損失で依然として良好であり、このため、器具２５を、組織を凝固させるために、首尾良く使用することができる。また、上述したように、この実施形態には、出力が組織の、より少ない体積に搬送される利点がある。

この実施形態における第２の同軸伝送線２５の、テーパが付けられた性質のさらなる利点は、この実施形態において、遠位の先端がより細いことから、同軸伝送線２５の遠位端を、第１の実施形態よりも組織内にさらに押圧することが可能である点である。

第２の実施形態の他の特徴は、第１の実施形態と同じであり、その記載は、簡潔化のため、ここでは繰り返さない。

マイクロウェーブ周波数エネルギの、組織のより局所的領域への搬送は、図１に示す第２の同軸伝送線の円柱形状を維持することによっても達成され得るが、より細い同軸伝送線を使用する。この類似性は、マイクロウェーブ周波数エネルギを、組織のより局所的エリアに搬送するために、第２の同軸伝送線の遠位端がより細くなる結果となる。

図７は、肝臓組織を凝固させるのに使用される、本発明のさらなる実施形態に係る電気外科器具のコンピュータシミュレーションを示す図であり、第１の同軸伝送線と第２の同軸伝送線とは、図１の実施形態よりも細い。図７に示す器具の構成は、第１の同軸伝送線及び第２の同軸伝送線の寸法は別にして、図１に示した器具の構成に類似している。図１に示す実施形態からの差異のみをここで論じる。

図７の実施形態では、第１の同軸伝送線は、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ４７の同軸ケーブルである。Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ４７の同軸ケーブルは、上述のＳｕｃｏｆｏｒｍ ８６の同軸ケーブルと同じ材料を含むが、寸法が異なっている。具体的には、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ４７のケーブルでは、内側導電体が０．３１ｍｍの外径を有し、ＰＴＦＥ誘電層が０．９４ｍｍの外径を有し、また、外側導電体が１．２０ｍｍの外径を有している。Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ４７のケーブルは、５０オームの特性インピーダンスを有している。

より幅広のＳｕｃｏｆｏｒｍ ８６のケーブルに比べ、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ４７を第１の同軸伝送線として使用することの潜在的な欠点は、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ４７のケーブルの損失がより大きく、このため、器具の効率が低くなることである。しかし、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ４７を使用することの利点は、第１の同軸伝送線と第２の同軸伝送線との間の結合部における第１の同軸伝送線と第２の同軸伝送線との相対的割合が、第２の同軸伝送線
の直径がより細いにもかかわらず、前に記載した各実施形態に類似していることである。

第２の同軸伝送線は、図１よりも細い円柱状伝達線である。具体的には、第２の内側導電体は０．７０２ｍｍの外径を有し、第２の誘電層は１．０５３ｍｍの外径を有し、第２の外側導電体は１．４６２ｍｍの外径を有している。

図７に示すように、この実施形態における第２の同軸伝送線５の、より細い性質は、マイクロウェーブ周波数エネルギの、肝臓組織内へのより局所的な搬送に繋がる（異なる縮尺を考慮しつつ、図１と図７とを比較されたい）。

図８は、図７に示すコンピュータシミュレーションに関するマイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図である。図６と図８とを比較することによって見ることができるように、この実施形態に関する反射損失は、図５に示す、テーパが付けられた実施形態の反射損失に匹敵する。

図９は、肝臓組織を凝固させるのに使用される、本発明のさらなる実施形態に係る電気外科器具のコンピュータシミュレーションを示す図であり、第２の同軸伝送線は、図１の実施形態よりも細い。図１０は、図９に示すコンピュータシミュレーションに関するマイクロウェーブ放射の周波数に対する、Ｓ−パラメータ（反射損失）の大きさのプロットを示す図である。

図９に示す器具の構成は、第２の同軸伝送線の寸法は別にして、図１に示す器具の構成に類似している。図１に示す実施形態からの差異のみをここで論じる。

図９に示す実施形態における第１の同軸伝送線は、図１の実施形態におけるように、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ８６の同軸ケーブルである。しかし、第２の同軸伝送線はより細く、また、図７の実施形態と同じ寸法を有している。換言すると、第２の内側導電体は０．７０２ｍｍの外径を有し、第２の誘電層は１．０５３ｍｍの外径を有し、第２の外側導電体は１．４６２ｍｍの外径を有している。図９に示すように、マイクロウェーブ周波数エネルギの、組織内へのより局所的な搬送は、図９において第２の同軸伝送線の遠位の先端がより細いことから、図１の実施形態よりも、図９の実施形態で達成することができる。

図１０は、より細いＳｕｃｏｆｏｒｍ ４７のケーブルの代わりに、より幅広のＳｕｃｏｆｏｒｍ ８６のケーブルを使用して第２の同軸伝送線に給電する場合、反射損失が許容可能であることを示している。

より幅広のＳｕｃｏｆｏｒｍ ８６の同軸ケーブルを第１の同軸伝送線として使用することの利点は、このケーブルにおいて、出力損失がより低いことである。したがって、器具の効率は、Ｓｕｃｏｆｏｒｍ ８６のケーブルを第１の同軸伝送線として使用する場合、より高くなる。

図１、図５、図７、及び図９の第２の同軸給電ケーブルの遠位の先端の寸法は、参照を容易にするために、以下の表１に並べている。

当然、代替実施形態では、各寸法は表１に与えられた寸法とは異なっている場合がある。

まとめると、本発明のすべての実施形態により、電気外科器具と直接接触している組織の局所的領域に、マイクロウェーブエネルギを効率的に結合する電気外科器具が提供される。

マイクロウェーブエネルギの組織への搬送は、電気外科器具の遠位端（たとえば、第２の同軸伝送線の遠位端）と組織との間の接触が良好である場合、著しく向上する。電気外科器具がある角度にあり、それにより、電気外科器具の遠位端の少なくとも一部と組織との間に空隙が存在するようになっている場合、反射損失は、特に１度より大である角度に関して、低減され得る。

すべての実施形態では、非常に少ない出力が、反射損失に関わらず、望ましくない方向（換言すると、プローブと接触している組織のエリア内とは異なる任意の方向）に放射される。

すべての実施形態では、電気外科器具が、第２の同軸伝送線の遠位端の縁部に近い、非常に小さい組織片を凝固させるように、ある角度において組織と接触するために使用され得る。

さらに、組織の加熱がより集中した領域は、第２の同軸伝送線の遠位端において、組織のより小さいエリアにマイクロウェーブエネルギを搬送するために、テーパが付けられた第２の同軸伝送線を使用することによっても獲得され得る。

組織内への、マイクロウェーブ周波数エネルギのより集中した搬送は、より細い円柱状の第２の同軸伝送線を使用することによっても達成することができる。出力の損失を低減するために、より細い第２の同軸伝送線には、より幅広の第１の同軸伝送線によって給電される場合がある。

図１１は、本発明のさらなる実施形態の概略図である。前に記載した各実施形態のように、この実施形態では、電気外科器具は、第１の同軸伝送線３及び第２の同軸伝送線５を備えている。図１１に示す第１の同軸伝送線３及び第２の同軸伝送線５は、例示的構成に過ぎず、代わりに、第１の同軸伝送線及び第２の同軸伝送線は、別の構成（形状、サイズなど）、たとえば、上述し、図１から図１０に示した他の実施形態の他の例示的構成の１つを有していてもよい。

この実施形態では、電気外科器具は、第３の同軸伝送線３３を備えている。第３の同軸伝送線３３は、第２の内側導電体に接続された第３の内側導電体、第３の内側導電体と同軸であるとともに、第２の外側導電体に接続された第３の外側導電体、及び、第３の内側
導電体と第３の外側導電体とを分ける第３の誘電材料層を備えている。

第３の同軸伝送線３３は、第１の同軸伝送線３及び第２の同軸伝送線５と軸方向に整列している（同軸である）。

第３の内側導電体、第３の外側導電体、及び第３の誘電材料層は、第３の同軸伝送線３３の平坦な遠位端面において露出している。使用時には、図１１に示すように、第３の同軸伝送線３３の遠位端面は、以下により詳細に記載するように、組織内にマイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するために、組織に対して押圧することができる。このため、この実施形態では、前に記載した実施形態におけるような第２の同軸伝送線５の遠位端ではなく、第３の同軸伝送線３３の遠位端が、器具の遠位端を形成している。

第３の同軸伝送線３３は、組織３５のインピーダンスの反応性部分（虚数成分）を除去するように構成されている。組織３５のインピーダンスの反応性部分が除去されると、第２の同軸伝送線５は、後のほぼ純粋に実数のインピーダンスを、第１の同軸伝送線３のインピーダンスにマッチさせる。このため、組織３５のインピーダンスの実数部分と反応性（虚数）部分との両方のインピーダンスのミスマッチの影響は、考慮されるとともに、この実施形態で対処される。

この実施形態では、第３の同軸伝送線３３は、第１の同軸伝送線３と同じインピーダンス（たとえば、５０オーム）を有している。事実、この実施形態では、第３の同軸伝送線３３は、第１の同軸伝送線３と同じタイプの同軸ケーブルである。

組織３５のインピーダンスの反応性部分をキャンセル／除去するための、第３の同軸伝送線３３の適切な長さは、たとえばスミスチャート（Ｓｍｉｔｈ Ｃｈａｒｔ）を使用して、組織及び第１の同軸伝送線のインピーダンス、ならびに、マイクロウェーブ周波数放射の周波数などの変数に基づき、数学的に判定することができる。第３の同軸伝送線の計算された長さが、実用には短すぎる場合、λ／２の倍数を計算された長さに加算して、実用的により適切な長さを判定することができる。第３の同軸伝送線の適切な長さは、代替的に、コンピュータシミュレーション／モデリング、または実験によって判定され得る。

実施例として、第３の同軸伝送線の適切な長さは、組織のインピーダンス（負荷）を（１０−ｊ１０）Ω、第１の同軸伝送線のインピーダンスを５０Ωと仮定して、以下のステップを使用して判定され得る。

（１）組織のインピーダンスを第１の同軸伝送線のインピーダンスに対して正規化する。

（２）正規化されたインピーダンスをスミスチャート上にプロットし、ＶＳＷＲの円を記述する。

（３）正規化された負荷を実数ｒの軸に対して回転させ、負荷から発生源に向かって波長の動きを記す。これにより、負荷のインピーダンスの反応性（虚数）成分が除去される。

（４）Δλが実用上で実現するには短すぎる場合、実用的な長さが達成されるまで、ｎλ／２をこの長さに加算する。

組織のインピーダンスの反応性部分がキャンセルされると、後のほぼ純粋な実数のインピーダンスが、適切に構成された第２の同軸伝送線により、第１の同軸伝送線のインピーダンスにマッチされ得る。具体的には、スミスチャートは、実数ｒの軸から値を見つけるのに使用することができる。ここで、負荷は、純粋な実数値のみを有し（このことは、中心の左または右に向かうものである場合がある）、また、この値は次いで、第１の同軸伝送線のインピーダンスで乗算することによって正規化して、第１の同軸伝送線のインピーダンスにマッチされる実数のインピーダンスを見つけることができる。

以下は、組織のインピーダンス（負荷）を（１０−ｊ１０）Ω、第１の同軸伝送線のインピーダンスを５０Ωと仮定しての、図１１の実施形態に関するシンプルな数字の実施例である。

スミスチャートを使用して上述の各ステップを実施することにより、第３の同軸伝送線の所望の長さが０．０３３λと判定され、負荷が純粋な実数値のみを有する場合、実数ｒ軸からの値はｒ_ｎｅｗ＝０．１９となる結果となる。第２の同軸伝送線５により、第１の同軸伝送線３のインピーダンスにマッチする、正規化された負荷は、このため、Ｚ_ｎｅｗ＝０．１９×５０Ω＝９．５Ωと判定される。第２の同軸伝送線５の最適なインピーダンスは、このため、以下のように判定され得る。

第２の内側導電体及び第２の外側導電体に適切な直径は、次いで、この値及び方程式（６）に基づいて判定され得る。

マイクロウェーブの周波数を５．８ＧＨｚ、第２の誘電材料を、相対誘電率１．５のＰＴＦＥと仮定すると、第２の同軸伝送線５の最適な長さ、すなわちλ／４は、方程式（３）を使用して、１０．５６ｍｍと判定され得る。この長さが実用には短すぎる場合、λ／２の倍数をこの長さに加算することによって増大させることができ、３１．６８ｍｍの長さになる。

上述のように、この実施例における第３の同軸伝送線３３の所望の長さは０．０３３λであり、このことは、１．３９ｍｍの長さに対応する。やはり、この長さが実用には短すぎる場合、λ／２の倍数をこの長さに加算することによって増大させることができ、２２．５１ｍｍの長さになる。

以下は、本発明の各実施形態におけるインピーダンスのマッチに関する要請を示す、シンプルな数字の実施例である。この実施例は、組織のインピーダンスが（１２−ｊ１５）Ωであり、５０Ωのインピーダンスの単一の同軸伝送線が組織に対して押圧されると仮定している。

インピーダンスがマッチしていないと、反射されることになる出力量は、以下のようになる。

組織の負荷に搬送される出力の割合は、このため、以下によって与えられる。
Ｐ＝（１−０．７３１^２）＝０．４６６
このため、インピーダンスのマッチが存在しないと、出力の４７％のみが負荷に搬送されることになり、このことは、電気外科器具が比較的非効率であることを意味している。搬送された出力は、上述の本発明の各実施形態のようなインピーダンスのマッチを実施することによって著しく向上させることができる。

１つの実用的な実施形態では、第２の同軸伝送線及び／または第３の同軸伝送線の誘電材料は、空気、または別の気体である場合がある。この場合、材料片、たとえば、Ｋｅｐｔｏｎのテープまたは雲母窓の一片が、同軸伝送線の端部を覆って配置され得る。

Claims (15)

1. 電気外科器具であって、所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギを、前記器具の遠位端と接触した、所定の特性インピーダンスを有する組織内に搬送するために構成された前記電気外科器具であって、
   第１の内側導電体、前記第１の内側導電体と同軸に形成された第１の外側導電体、及び、前記第１の内側導電体と前記第１の外側導電体とを分ける第１の誘電層を備えた、マイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するための近位の同軸伝送線と、
   前記第１の内側導電体に接続された第２の内側導電体、前記第２の内側導電体と同軸に形成されるとともに、前記第１の外側導電体に接続された第２の外側導電体、及び、前記第２の内側導電体と前記第２の外側導電体とを分ける第２の誘電層を備えた、マイクロウェーブ周波数エネルギを搬送するための遠位の同軸伝送線と、を備え、
   前記第２の内側導電体の外径に対する前記第２の外側導電体の内径の比は、前記器具の前記遠位端が前記組織と接触している場合に、前記遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスが、前記近位の同軸伝送線の特性インピーダンスと、前記遠位の同軸伝送線の遠位端における負荷インピーダンスとの間の中間であるようになっており、
   前記遠位の同軸伝送線の長さは、前記所定の動作周波数において、器具の前記遠位端が、前記組織と接触している場合、前記遠位の同軸伝送線が、前記近位の同軸伝送線と、前記遠位の同軸伝送線の前記遠位端における前記負荷インピーダンスとの間のインピーダンスのマッチを向上させるインピーダンス変成器であるようになっており、
   前記電気外科器具が、前記第２の内側導電体に接続された第３の内側導電体、前記第３の内側導電体と同軸に形成されるとともに、前記第２の外側導電体に接続された第３の外側導電体、及び、前記第３の内側導電体と前記第３の外側導電体とを分ける第３の誘電層を備えたさらなる遠位の同軸伝送線を備えている、電気外科器具。
2. 前記遠位の同軸伝送線の長さが（２ｎ＋１）λ／４にほぼ等しく、ここで、λは、前記所定の作動周波数を有するマイクロウェーブ周波数エネルギの前記遠位の同軸伝送線内の波長であり、ｎは０以上の整数である、請求項１に記載の電気外科器具。
3. 前記電気外科器具が、組織を凝固させるためのものである、請求項１または請求項２に記載の電気外科器具。
4. 前記第２の内側導電体の前記外径に対する前記第２の外側導電体の前記内径の前記比は、前記器具の前記遠位端が前記組織と接触している場合に、前記遠位の同軸伝送線の前記特性インピーダンスが
   

   

   にほぼ等しく、ここで、Ｚｉｎが前記近位の同軸伝送線の前記特性インピーダンスであり、ＺＬが前記遠位の同軸伝送線の前記遠位端における負荷インピーダンスであるようになっている、請求項１から３のいずれか一項に記載の電気外科器具。
5. 前記さらなる遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスが、前記近位の同軸伝送線の特性インピーダンスと同じである、請求項１から４のいずれか一項に記載の電気外科器具。
6. 前記さらなる遠位の同軸伝送線の長さは、前記さらなる遠位の同軸伝送線が、前記所定の作動周波数において、前記組織の前記所定の特性インピーダンスの反応性部分をほぼキャンセルするようになっている、請求項１から５のいずれか一項に記載の電気外科器具。
7. 前記さらなる遠位の同軸伝送線が剛体である、請求項１から６のいずれか一項に記載の電気外科器具。
8. 前記電気外科器具が、
   前記さらなる遠位の同軸伝送線に並列に接続された、開回路または短絡回路のスタブを備えている、請求項１から７のいずれか一項に記載の電気外科器具。
9. 前記スタブの特性インピーダンスが、前記さらなる遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスと同じである、請求項８に記載の電気外科器具。
10. 前記スタブの特性インピーダンスが、前記さらなる遠位の同軸伝送線の特性インピーダンスとは異なっている、請求項８に記載の電気外科器具。
11. 前記電気外科器具が、前記さらなる遠位の同軸伝送線に並列に接続された、前記開回路または短絡回路の複数のスタブを備えている、請求項８から１０のいずれか一項に記載の電気外科器具。
12. 前記第２の内側導電体の前記外径と、前記第２の外側導電体の前記内径との間の間隔が、前記第１の内側導電体の外径と前記第１の外側導電体の内径との間の間隔未満である、請求項１から１１のいずれか一項に記載の電気外科器具。
13. 前記第２の誘電層が、前記第１の誘電層よりも高い相対誘電率を有する、請求項１から１２のいずれか一項に記載の電気外科器具。
14. （ａ）前記遠位の同軸伝送線が剛体であるか、
    （ｂ）前記遠位の同軸伝送が、より幅広である、その近位端から、より細い、その遠位端に向かってテーパが付されているか、
    （ｃ）前記近位の同軸伝送線が同軸ケーブルであるか、のうちの少なくとも１つが適用される、請求項１から１３のいずれか一項に記載の電気外科器具。
15. 前記電気外科器具が、前記所定の作動周波数において、前記近位の同軸伝送線と、前記組織との間の前記インピーダンスのマッチを向上させるための、複数の前記遠位の同軸伝送線を備えている、請求項１から１４のいずれか一項に記載の電気外科器具。

Images