JP7454266B2 - 電気手術器具 - Google Patents

Description

本発明は、標的組織を焼灼するために電磁エネルギーを生体組織に送達するための電気手術器具に関する。具体的には、プローブは、非侵襲的方式で治療部位に導入可能である外科用スコーピングデバイスまたはカテーテルのチャネルを通って挿入されるように構成される。プローブは、腫瘍、嚢胞、または他の病変等の組織を焼灼するように構成され得る。プローブは、特に、膵臓の治療に適し得る。

電磁（ＥＭ）エネルギー（具体的には、マイクロ波エネルギー及び無線周波数（ＲＦ）エネルギー）は、体内組織を切断、凝固、及び焼灼する能力があるため、電気外科手術に有用であることが発見されている。通常、ＥＭエネルギーを体内組織に送達するための装置は、エネルギーを組織に送達するために、ＥＭエネルギー源を含む発生器と、発生器に接続された電気手術器具とを含む。従来の電気手術器具は、多くの場合、患者の体内に経皮的に挿入されるように設計される。しかしながら、例えば、標的部位が動く肺または胃腸（ＧＩ）管の薄肉断面にある場合、器具を体内で経皮的に位置決めすることは困難である可能性がある。他の電気手術器具は、気道または食道もしくは結腸の内腔等の体内の経路を通って伸びることできる外科用スコーピングデバイス（例えば、内視鏡）によって標的部位に送達できる。これにより、低侵襲治療が可能になり、患者の死亡率を減らし、手術中及び手術後の合併症率を減らすことができる。

マイクロ波ＥＭエネルギーを使用する組織焼灼は、生体組織が主に水で構成されるという事実に基づいている。人間の軟臓器組織は、通常、７０％～８０％の水分含量である。水分子は永久電気双極子モーメントを有し、分子全体にわたって電荷不均衡が存在することを意味する。この電荷不均衡により、分子が回転して、その電気双極子モーメントを印加電界の極性に合わせるときに、時間的に変化する電界を印加することによって生成する力に応答して分子が移動する。マイクロ波周波数において、急速な分子振動が摩擦加熱を生じさせ、結果的に、熱の形態で電界エネルギーを散逸させる。これは誘電加熱として知られている。

この原理は、マイクロ波焼灼療法で利用され、マイクロ波周波数で局所的な電磁場を印加することにより、標的組織の水分子が急速に加熱され、組織凝固及び細胞死が生じる。肺及びその他の臓器における様々な疾患を治療するために、マイクロ波放出プローブを使用することが知られている。例えば、肺では、マイクロ波放射を使用して、喘息を治療し、腫瘍または病変を焼灼できる。

別の種類の腫瘍治療は、電気穿孔法（または電気透過化）として既知の効果を利用する。この技術では、電気パルスは、生物組織に印加され、標的部位における細胞膜でナノスケール細孔を開放させる。細孔は、通常、細胞膜を通って浸透できない抗がん剤または他の物質が細胞に入ることを可能にする。次に、細孔は細胞内に物質を捕らえるために再び閉じ得、細孔は、（例えば、細胞を殺すために）治療効果を生じさせ得る。また、電気穿孔法を使用して、細胞膜の永久的ナノスケール細孔を作ることが知られている。これらの細孔は再び閉じなく、ひいては、細胞恒常性を破壊し、最終的に、細胞死をもたらす。この技術は、不可逆電気穿孔法または非熱的不可逆電気穿孔法として知られている。熱焼灼とは異なり、例えば、マイクロ波エネルギーを使用して、不可逆電気穿孔法は、細胞外マトリックスを維持する。

超音波内視鏡ガイド高周波焼灼を使用する膵臓の組織を治療する技術は知られている（Ｐａｉ，Ｍ．，ｅｔ ａｌ．：Ｅｎｄｏｓｃｏｐｉｃ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｇｕｉｄｅｄ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ａｂｌａｔｉｏｎ，ｆｏｒ ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ｃｙｓｔｉｃ ｎｅｏｐｌａｓｍｓ ａｎｄ ｎｅｕｒｏｅｎｄｏｃｒｉｎｅ ｔｕｍｏｒｓ，Ｗｏｒｌｄ Ｊ Ｇａｓｔｒｏｉｎｔｅｓｔ Ｓｕｒｇ ２０１５ Ａｐｒｉｌ ２７；７（４）：５２－５９）。この技術では、小さな直径（例えば、０．３３ｍｍ）を有する導電性ワイヤは、超音波対応内視鏡のワーキングチャネルを通って挿入される。ＲＦ電力は、肝臓及び膵臓の組織を凝固させるために、患者の皮膚と接触する外部に接地されたリターンパッドと併せてワイヤに印加される。病変を焼灼するために、９０～１２０秒、電力を印加する必要があり、場合によって、ワイヤを除去及び再配置する必要がある。

最も一般的には、本発明は、低侵襲方式でマイクロ波エネルギー及び電気穿孔法（例えば、非熱的不可逆電気穿孔法）を使用して、組織焼灼を行うことが可能である放射先端部を有する電気手術器具を提供する。電気手術器具を使用して、別々に（例えば、連続的に）または同時に、マイクロ波焼灼及び電気穿孔法を行い得る。放射先端部は、既知のＲＦ焼灼技術に代わる急速及び正確な代替手段を提供するために、外科用スコーピングデバイスによって膵臓に挿入するのに適切になるように寸法決定され得る。低侵襲手技を使用して膵臓内の腫瘍を治療することを可能にすることによって、その治療は、治癒的及び一時的緩和の両方の理由のために、焼灼及び／または電気穿孔処置を使用する実行可能なオプションであり得る。

本発明では膵臓における特定の使用が発見されているが、その使用は、また、他の扱いにくい治療部位（肺等）で使用されるのに適切であり得る。本明細書に開示される器具構造は、様々な設定で使用される適切な長さ及び剛性を放射先端部に提供することを可能にする。

前述の器具によってマイクロ波焼灼及び電気穿孔法を行う能力を組み合わせることによって、器具を変更する必要がなく、電気外科手技中に治療モダリティごとに速く変更することが可能である。標的組織をより効果的に治療するために及び／または治療時間を最小にするために、補完的方式でマイクロ波焼灼及び電気穿孔法を使用し得る。放射先端部の小さな直径により、マイクロ波エネルギーを組織に送達するために放射先端部を使用するとき、放射先端部は熱くなり得る。過度の加熱により健康的な周囲組織に損傷を生じさせ得るため、多くの場合、マイクロ波エネルギーを印加した後、放射先端部が冷えるのを待機する必要がある。本発明の器具によって、放射先端部の過度の加熱を回避するために、マイクロ波エネルギー及び電気穿孔法による治療を交互に行うことが可能である。これは、全治療時間を最小にすることを可能にし得る。

本発明の実施形態に従って、電気手術器具が提供され、電気手術器具は、マイクロ波エネルギーを搬送するように構成される同軸ケーブルと、同軸ケーブルの遠位端から離れて長手方向に延在するロッド状放射先端部と、を備え、放射先端部は、マイクロ波エネルギーを受信及び搬送するための近位同軸伝送線であって、内部導体、外部導体、及び内部導体を外部導体から分離する誘電材料を含む、近位同軸伝送線と、近位同軸伝送線の遠位端に搭載される遠位針先であって、近位同軸伝送線の遠位端から長手方向に延在する剛性誘電体スリーブを含む、遠位針先と、を含み、ロッド状放射先端部は同軸ケーブルの直径よりも小さい直径を有し、剛性誘電体スリーブは、近位同軸伝送線の内部導体に電気的に接続される細長導体素子を囲み、近位同軸伝送線の外部導体の遠位端を越えて延在し、細長導体素子は、マイクロ波エネルギーの半波長変成器として動作し、それによって、マイクロ波エネルギーを遠位針先から生物組織に放射するように構成され、細長導体素子は遠位針先の遠位端上で露出するアクティブ電極で終端し、アクティブ電極は、近位同軸伝送線の外部導体の遠位端に電気的に接続されるリターン電極から軸方向に分離し、アクティブ電極及びリターン電極は、遠位針先で生物組織の電気穿孔のために電場を確立するように構成される。

遠位針先の電気的長さがマイクロ波エネルギーの半波長に一致する場合、遠位針先は半波長変成器として構成され得る。半波長変成器として遠位針先を構成する利点は、構成要素間の、例えば、同軸ケーブルと近位同軸伝送線との間の、近位同軸伝送線と遠位針先との間の境界面における反射を最小にすることである。後者の境界面における反射係数は、一般的に、インピーダンスの大きい変動により大きくなる。半波長の構成はこれらの反射を最小にすることにより、主要な反射係数は近位同軸伝送線と組織との間の境界面の反射係数になる。近位同軸伝送線のインピーダンスは、予想される組織インピーダンスの同一またはそれに近くなるように選択され、マイクロ波エネルギーの周波数で良好な一致をもたらし得る。

放射先端部の構成の結果として、同軸伝送線のインピーダンスは、遠位針先構造の（より小さい）インピーダンスよりもむしろ、組織と「見なされ」得る。遠位針先の物理長は、自由空間のマイクロ波エネルギーの半波長に一致する必要はない（実際に、おそらく一致しない）。この理由として、半波長変成器として遠位針先が電気的に動作することを可能にしながら、遠位針先の物理長を制御するために、遠位針先の形状及び近位同軸伝送線との遠位針先の相互作用を選択できるためである。

同軸ケーブルは電気穿孔信号を搬送するように構成され得、電気穿孔信号は、ロッド状放射先端部によって受信されるとき、遠位針先における生物組織の電気穿孔のために電場を確立する。アクティブ電極は遠位針先の表面に配置され得る。

電気穿孔波形は、細胞膜で細孔を開放するように構成される１つ以上の高電圧エネルギーパルスを含み得る。本発明は、治療薬が治療部位に存在するシナリオで使用され得、それによって、細胞膜で細孔を開放することで、治療薬が細胞に入ることを容易にするまたは可能にする。言い換えれば、本発明は、従来の電気穿孔処置で使用され得る。

代替としてまたは加えて、電気穿孔法のためのエネルギーは細孔を永久的に開放し、それによって、細胞を死なせる細胞膜に不可逆的分裂を生じさせるように構成され得る。言い換えれば、不可逆電気穿孔法（ＩＲＥ）のために器具を使用できる。

電気穿孔波形は１つ以上の高電圧エネルギーパルスを含み得る。各パルスは１ｎｓ～１０ｍｓの範囲、好ましくは、１ｎｓ～１００μｓの範囲のパルス幅を有し得るが、本発明はこの範囲に限定される必要はない。短い持続時間のパルス（例えば、１０ｎｓ以下）は、可逆電気穿孔法に好ましくあり得る。不可逆電気穿孔法に関して、可逆電気穿孔法と比較して、より長い持続時間のパルスまたはより多いパルスを使用し得る。

好ましくは、各パルスの立ち上がり時間は、パルス持続時間の９０％以下、より好ましくは、パルス持続時間の５０％以下、最も好ましくは、パルス持続時間の１０％以下である。短いパルスに関して、立ち上がり時間は、１００ｐｓ程度であり得る。いくつかの実施例では、電気穿孔波形は無線周波数（ＲＦ）または低周波電磁信号であり得る。

各パルスは１０Ｖ～１０ｋＶの範囲、好ましくは、１ｋＶ～１０ｋＶの範囲の振幅を有し得る。各パルスは、接地電位からの正パルス、または接地電位からの一連の交互に発生する正パルス及び負パルスであり得る。

電気穿孔波形は、単一パルスまたは複数パルス（例えば、周期一連のパルス）であり得る。波形は、５０％以下（例えば、０．５％～５０％の範囲）のデューティサイクルを有し得る。

一例では、一連の１０～１００パルスで送達される２００ｍｓ程度のパルス幅は、不可逆電気穿孔法に使用され得る。一例では、電気穿孔波形は、送達の間に約１分で３回送達される振幅１．５ｋＶの１０×３００μｓのパルスを含み得る。この波形は、肝細胞がんで細胞アポトーシスまたは細胞死を生じさせ得る。

電気穿孔波形は、所望の効果に応じて選択される治療期間中に送達され得る。例えば、治療期間は短くなり得る（例えば、１秒未満、または２～３秒、または約１分）。代替として、治療期間は長くなり得る（例えば、最大で１時間）。

同軸ケーブルは、近位端において電気手術用発生器に接続可能である従来の低損失同軸ケーブルであり得る。同軸ケーブルは、誘電材料によって外側導体から分離された中心導体を有し得る。同軸ケーブルは、さらに、ケーブルを絶縁及び保護するための外部保護シースを含み得る。いくつかの実施例では、保護シースは、組織がケーブルに付着するのを防ぐために、非粘着性材料から作られ得る、または非粘着性材料でコーティングされ得る。放射先端部は同軸ケーブルの遠位端に位置し、同軸ケーブルに沿って搬送されるＥＭエネルギーを受信するために接続される。

近位同軸伝送線は同軸ケーブルの遠位端に接続され得る。具体的には、近位同軸伝送線の内部導体及び外部導体は、各々、同軸ケーブルの中心導体及び外部導体に電気的に接続され得る。近位同軸伝送線で使用される材料は、同軸ケーブルで使用される材料と同じであり得るまたは異なり得る。近位同軸伝送線で使用される材料は、近位同軸伝送線の所望の適応性及び／またはインピーダンスを提供するために選択され得る。例えば、近位同軸伝送線の誘電材料は、標的組織とのインピーダンス整合を改善するように選択され得る。

近位同軸伝送線の構成要素の寸法は、可撓同軸ケーブルのインピーダンス（例えば、約５０Ω）に同一または近いインピーダンスを構成要素に提供するために選ばれ得る。内部導体は高導電性の材料（例えば、銀）から形成され得る。

放射先端部は、放射先端部と可撓同軸ケーブルとの間の接合点にわたって搭載されるカラーによって、可撓同軸ケーブルに固定され得る。カラーは導電性があり、例えば、黄銅から形成され得る。カラーは、外部導体を可撓同軸ケーブルの外部導体と電気的に接続し得る。

放射先端部の外径は同軸ケーブルの外径よりも小さい。これは、標的組織への放射先端部の挿入を容易にし、放射先端部の操作性を改善し得る。この構成が十二指腸壁を通って膵臓への放射先端部の挿入を容易にし得るため、その構成は、特に、膵臓の腫瘍の治療に適し得る。

放射先端部は、組織がそれに付着するのを防ぐために、非粘着性コーティング（例えば、ＰＴＦＥから作られたコーティング）を含み得る。非粘着性コーティングはパリレンＣまたはパリレンＤから形成され得る。非粘着性コーティングは、アクティブ電極及びリターン電極を除く放射先端部の全長に沿って形成され得、これらの電極は、組織内への電気穿孔信号の効率的な送達を容易にするために露出されている。非粘着性コーティングは、焼灼のアクティブゾーンに対応する長さだけに沿って、例えば、（アクティブ電極及びリターン電極を除く）遠位端から後部に２ｃｍ延在する領域に沿って、塗布され得る。針が一部だけコーティングされているとき、針は、針の温度上昇を生じさせ得る熱エネルギーの蓄積の影響を受けにくくなり得る。

いくつかの実施形態では、リターン電極は、近位同軸伝送線の外部導体の遠位部によって形成され得る。このように、放射先端部が電気穿孔波形を受信するとき、放射先端部は双極型電気穿孔プローブとして働き得る。リターン電極として外部導体の遠位部を使用することによって、電場は遠位針先の周りで局所化され得、これにより、電気穿孔法は遠位針先の周りの領域内で行われ得る。外部導体の遠位部は、遠位針先に隣接して、近位同軸伝送線の遠位端に位置し得る。外部導体がニチノールまたは他のいくつかの可撓性導体材料から形成される場合、リターン電極は、ニチノールよりも高い導電性を有する材料の外部導体の遠位部に形成されるコーティングを含み得る。材料は、例えば、銀であり得る。電気穿孔信号の効率的な送達を容易にするために、アクティブ電極及びリターン電極は滑らかにされ、すなわち、可能な限り円滑にされ得る。

細長導体素子は、その長さに沿ってマイクロ波エネルギー放射し、遠位針先の周りに位置する領域内の組織を焼灼し得る。いくつかの場合、細長導体素子は、遠位端を越えて延在する内側導体の遠位部であり得る。

アクティブ電極は細長導体素子に電気的に接続される。このように、電気穿孔波形は細長導体素子を介してアクティブ電極に送達され得る。また、アクティブ電極は、放射先端部のマイクロ波放射プロファイルをつくり、例えば、遠位針先の周りにマイクロ波エネルギーの放出を集中させる役割を果たし得る。

いくつかの実施形態では、アクティブ電極は細長導体素子と同軸に配置される導電性リングであり得る。言い換えれば、導電性リングの中心軸は細長導体素子の長手軸と整合し得る。これは、長手軸を中心に対称的な組織に電気穿孔波形を送達する役割を果たし得る。また、これは、軸対称のマイクロ波放射プロファイルを提供する役割を果たし得る。

導電性リングは導電性リングを通って長手方向に延在するチャネルを有し得、細長導体素子の一部はチャネルの内部に含まれ得る。このように、細長導体は、チャネルの内側のアクティブ電極に電気的に接続され得る。チャネルの直径は、細長導体素子の外径に実質的に一致するように寸法決定され得、これにより、チャネルは、細長導体素子の周りの締まり嵌めを形成し得る。これは、アクティブ電極を細長導体素子に対して固定する役割を果たし得る。

いくつかの実施形態では、遠位針先は、チャネルの遠位端を閉鎖する導電性リングの遠位端に搭載される先端要素を含み得る。先端要素は誘電材料から作られ得る。先端要素の誘電材料は、放射先端部と標的組織との間のインピーダンス整合を改善するように選択され得る。先端要素の一部は、チャネル内部に突出し、チャネルに対して適所に先端要素を保持し得る。

先端要素の遠位端は尖り得る（例えば、鋭くなり得る）。これは、標的組織への遠位針先の挿入を容易にし得る。例えば、これは、膵臓への十二指腸壁または胃壁を通る器具の挿入を容易にし得る。

遠位誘電体スリーブは、細長導体素子を受容するための遠位誘電体スリーブを通して形成された孔を有し得る。遠位誘電体スリーブは、近位同軸伝送線の誘電材料と異なる材料から作られ得る。

遠位誘電体スリーブは、近位同軸伝送線の誘電材料よりも高い剛性を有し得る。高剛性を遠位誘電体スリーブに提供することで、標的組織への遠位針先の挿入を容易にし得る一方、低剛性の近位同軸伝送線を有することで、放射先端部を曲げることを容易にし得る。これは、狭い通路及び曲がりくねった通路を通って器具を誘導することを可能にし得る一方、さらに、器具を標的組織に挿入することを可能にする。例えば、近位同軸伝送線の誘電材料は、可撓誘電材料（例えば、ＰＴＦＥ）から作られ得、遠位誘電体スリーブは、例えば、セラミック、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、またはガラス充填ＰＥＥＫから作られ得る。遠位針先の先端要素は遠位誘電体スリーブと同じ材料から作られ得る。

いくつかの実施形態では、遠位誘電体スリーブはジルコニアを含み得る。発明者は、ジルコニアが遠位針先を組織に挿入するために良好な剛性を提供していることを発見している。さらに、発明者は、ジルコニアを使用して、遠位誘電体スリーブが標的組織との良好なインピーダンス整合を提供し得ることを発見している。

いくつかの実施形態では、外部導体の遠位部は遠位誘電体スリーブの近位部に重なり得る。言い換えれば、遠位誘電体スリーブの近位部は、外部導体の遠位部の内部に含まれ得る。これは、遠位針先と近位同軸伝送線との間の接続を強化する役割を果し得る。

外部導体の遠位部が遠位針先の近位部と重なる放射先端部の長さは、近位伝送線と遠位針先との間で中間の同軸伝送線を形成し得る。中間の同軸伝送線は、近位同軸伝送線よりも高い誘電率を有し、必要な電気的長さ（半波長）に達しながら、より小さい物理長を可能にし得る。マイクロ波周波数において、遠位針先の遠位部は、中間の同軸伝送線に接続される開口がある装荷モノポールとして働き得る。また、遠位針先は、開口がある同軸モノポールで終端し、焼灼ゾーンをつくっている単一構造と見なされ得る。

いくつかの実施形態では、遠位誘電体スリーブは共働部品の対によって形成され得、共働部品のそれぞれ１つは、細長導体を受容するための共働部品の表面に形成された縦溝を有する。遠位誘電体スリーブの係る構造は、放射先端部の組み立てを容易にし得る。共働部品が遠位誘電体スリーブを形成するために組み立てるとき、共働部品の溝は細長導体を受容する孔を形成し得る。接着剤を使用して、共働部品を一緒に固定し得る。

いくつかの実施形態では、近位同軸伝送線の外部導体はニチノールから形成され得る。例えば、外部導体はニチノール管から形成され得る。発明者は、ニチノールが十二指腸壁を貫通することが可能である力を伝送するのに十分な縦剛性を示すことを発見している。加えて、ニチノールの可撓性は放射先端部を曲げることを容易にし得、これにより、器具は、狭い曲がっている通路を通って誘導され得る。したがって、ニチノールの外部導体を形成することで、膵臓の腫瘍を治療するために、器具の使用を容易にし得る。

導電性外層は外部導体の外面に形成され得、導電性外層はニチノールよりも高い導電性を有する。導電性外層は、放射先端部のマイクロ波エネルギーの損失を減らし、遠位針先へのマイクロ波エネルギー送達の効率性を改善する役割を果たし得る。導電性外層の厚さはニチノールの厚さよりも小さくなり、放射先端部の可撓性に及ぼす導電性外層のいずれかの影響を最小にし得る。

放射先端部は、３０ｍｍ以上、好ましくは４０ｍｍの長さを有し得るが、１００ｍｍと同じくらいの長さを有し得る。この長さは、膵臓内の全ての位置の治療領域へのアクセスを可能にし得る。放射先端部は１．２ｍｍ以下の最大外径を有し得る。これは、治癒の過度の遅延を生じさせないように、器具の挿入によって生じる貫通穴を減らし得るまたは最小にし得る。また、貫通穴のサイズを最小にすることで、開口を治す際の貫通穴の望ましくない状況と、消化管と体腔との間で瘻孔または望まないチャネルを生じさせることとを回避し得る。

いくつかの実施形態では、内部導体は可撓性同軸ケーブルの遠位端から延在し得、内部導体は可撓性同軸ケーブルの中心導体に電気的に接続され、内部導体は可撓性同軸ケーブルの中心導体の直径よりも小さい直径を有する。これは、放射先端部の可撓性を改善し得る。例えば、内部導体の直径は０．２５ｍｍであり得る。内部導体の直径は、放射先端部に沿った損失（及び加熱）が導体損失であることを決定する支配的パラメータを考慮し得、支配的パラメータは内部導体の直径の関数になる。他の関連パラメータは、近位同軸伝送線の遠位誘電体スリーブ及び誘電材料の誘電率と、外部導体に使用される直径及び材料である。

上記に説明した電気手術器具は、完全な電気手術システムの一部を形成し得る。例えば、本システムは、電気穿孔波形を有するマイクロ波エネルギー及び電磁エネルギーを供給するように構成される、電気手術用発生器と、電気穿孔波形を有するマイクロ波エネルギー及び電磁エネルギーを、電気手術用発生器から受信するために接続される、本発明の電気手術器具とを含み得る。電気手術装置は、さらに、患者の体内に挿入するための可撓性挿入コードを有する外科用スコーピングデバイス（例えば、内視鏡）を含み得、可撓性挿入コードは、その長さに沿って伸びる器具チャネルを有し、電気手術器具は器具チャネル内に入るように寸法決定される。

用語「外科用スコーピングデバイス」は、本明細書では、侵襲的手技中に、患者の体内に導入される剛性導管または可撓性導管（例えば、操縦可能導管）である挿入管が設けられた、いずれかの外科用デバイスを意味するように使用され得る。挿入管は、器具チャネル及び光チャネル（例えば、光を伝送して、挿入管の遠位端における治療部位を照らす及び／またはその治療部位の画像をキャプチャするためのチャネル）を含み得る。器具チャネルは、侵襲的外科用具を受容するのに適切な直径を有し得る。器具チャネルの直径は５ｍｍ以下であり得る。本発明の複数の実施形態では、外科用スコーピングデバイスは超音波対応内視鏡であり得る。

本明細書では、用語「内側」は、器具チャネル及び／または同軸ケーブルの中心（例えば、軸）に対して半径方向により近いことを意味する。用語「外側」は、器具チャネル及び／または同軸ケーブルの中心（軸）から半径方向にさらに遠いことを意味する。

用語「導電性の（ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ）」は、本明細書では、文脈上で他に規定がない限り、電気的に導電していることを意味するように使用される。

本明細書では、用語「近位」及び「遠位」は、細長プローブの端を指す。使用中、近位端は、ＲＦ及び／またはマイクロ波エネルギーを提供するために発生器のより近くにある一方、遠位端は発生器からさらに遠くにある。

本明細書では、「マイクロ波」は、４００ＭＨｚ～１００ＧＨｚの周波数範囲を示すために広範囲に使用され得るが、１ＧＨｚ～６０ＧＨｚの範囲が好ましい。マイクロ波ＥＭエネルギーに関する好ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、及び２４ＧＨｚを含む。５．８ＧＨｚが好まれ得る。本デバイスは、これらのマイクロ波周波数の２つ以上の周波数においてエネルギーを送達し得る。

用語「無線周波数」または「ＲＦ」は、３００ｋＨｚ～４００ＭＨｚの周波数を示すために使用され得る。用語「低周波」または「ＬＦ」は、３０ｋＨｚ～３００ｋＨｚの範囲の周波数を意味し得る。

本発明の実施形態は、添付の図面を参照して下記に説明される。

本発明の実施形態である組織焼灼のための電気手術システムの概略図である。 本発明の実施形態による、電気手術器具の概略的な断面側面図である。 図２の電気手術器具の遠位端の概略的な断面側面図である。 本発明の実施形態で使用され得るアクティブ電極の概略図を示す。 本発明の実施形態で使用され得る先端要素の概略図を示す。 本発明の実施形態で使用され得る遠位誘電体スリーブの一部の概略図を示す。 図２の電気手術器具の第１の実施例に関する反射減衰量のシミュレーションのグラフを示す。 図２の電気手術器具の第１の実施例に関するシミュレーションされたマイクロ波放射プロファイルを示す。 本発明で使用できる別の先端要素の概略斜視図である。 図９の先端要素を含む器具の遠位先端部の断面図である。 図２の電気手術器具の第２の実施例に関する反射減衰量のシミュレーションのグラフを示す。 図２の電気手術器具の第２の実施例に関するシミュレーションされたマイクロ波放射プロファイルを示す。

図１は、侵襲性電気手術器具の遠位端にマイクロ波エネルギー及び電気穿孔法のためのエネルギーを供給することが可能である、電気手術システム１００の概略図である。システム１００は、マイクロ波エネルギー及び電気穿孔法のためのエネルギーを制御可能に供給するための発生器１０２を備える。電気穿孔法のためのエネルギーは、無線周波数（ＲＦ）または低周波数（ＬＦ）のバンドにおけるパルスエネルギーまたは正弦波エネルギー（例えば、連続波、電磁波）を含み得る。

この目的のために適切な発生器は、ＷＯ２０１２／０７６８４４（本明細書に参照によって組み込まれる）で説明される。発生器は、送達のために適切な電力レベルを決定するために、器具から戻されるように受信された反射信号を監視するように構成され得る。例えば、発生器は、最適な送達電力レベルを決定するために、器具の遠位端において確認されるインピーダンスを計算するように構成され得る。

発生器１０２は、境界面ケーブル１０４によって境界面ジョイント１０６に接続される。示される例では、境界面ジョイント１０６は、また、流体流動ライン１０７を介して、シリンジ等の流体送達デバイス１０８に接続される。いくつかの実施例では、本装置は、加えてまたは代替として、流体を治療部位から吸引するように構成され得る。このシナリオでは、流体流動ライン１０７は、境界面ジョイント１０６から離れるように、適切なコレクタ（図示しない）に流体を搬送し得る。吸引機構は、流体流動ライン１０７の近位端に接続され得る。

必要に応じて、境界面ジョイント１０６は、例えば、１つ以上の制御線またはプッシュロッド（図示せず）の長手方向（前後）の移動を制御するために、トリガを摺動させることによって動作可能な器具制御機構を収容できる。複数の制御線がある場合、完全な制御を提供するために、境界面ジョイントに複数の摺動トリガがあり得る。境界面ジョイント１０６の機能は、発生器１０２、流体送達デバイス１０８、及び器具制御機構からの入力を、境界面ジョイント１０６の遠位端から延在する単一の可撓シャフト１１２に結合することである。

可撓シャフト１１２は、外科用スコーピングデバイス１１４の器具（ワーキング）チャネルの全長を通して挿入可能であり、本発明の複数の実施形態では、外科用スコーピングデバイス１１４は、超音波内視鏡検査デバイスを備え得る。

外科用スコーピングデバイス１１４は、器具コード１２０が延在するいくつかの流入ポート及び流出ポートを有する、本体１１６を含む。器具コード１２０は複数の管腔を囲む外側ジャケットを含む。複数の管腔は、様々なものを本体１１６から器具コード１２０の遠位端に搬送する。複数の管腔の１つは可撓シャフト１１２を受容するための器具チャネルである。他の管腔は、例えば、遠位端に照明を提供するために、または遠位端から画像を集めるために光学的放射線を搬送するためのチャネルと、超音波信号を搬送するための超音波信号チャネルとを含み得る。本体１１６は、遠位端を見るためのアイピース１２２を含み得る。

超音波内視鏡検査デバイスは、一般的に、超音波信号チャネルの出口開口を越えて、器具コードの遠位先端に超音波振動子を含む。超音波振動子からの信号は、適切なケーブル１２６によって、器具コードに沿って後部に、既知の方式で画像を生成できるプロセッサ１２４に搬送され得る。器具チャネルは、器具コードの内部に成形され、器具チャネルから出る器具を超音波システムの視界を通るように指向し、標的部位における器具の位置についての情報を提供し得る。

可撓シャフト１１２は、外科用スコーピングデバイス１１４の器具チャネルを通過し、器具コードの遠位端において（例えば、患者の体内に）突出するように成形される遠位アセンブリ１１８（図１では縮尺通りに描かれていない）を有する。

下記に説明される遠位アセンブリ１１８の構造は、特に、超音波内視鏡検査（ＥＵＳ）デバイスとともに使用するために設計され得、それによって、遠位端アセンブリ１１８の最大外径は、２．０ｍｍ以下、例えば、１．９ｍｍ未満（より好ましくは、１．５ｍｍ未満）であり、可撓シャフト１１２の長さは１．２ｍ以上であり得る。

本体１１６は、可撓シャフト１１２に接続するための電源入力ポート１２８を含む。下記に説明されるように、可撓シャフト１１２の近位部は、マイクロ波エネルギー及び電気穿孔エネルギーを発生器１０２から遠位アセンブリ１１８に搬送することが可能である、従来の同軸ケーブルを備え得る。

上記に説明したように、少なくとも、器具コード１２０の遠位端の位置を制御することが可能であることが望ましい。本体１１６は、器具コード１２０を通って延在する１つ以上の制御線（図示しない）によって、器具コード１２０の遠位端に機械的に結合される制御アクチュエータを含み得る。制御線は、器具チャネルの内部または制御線自体の専用チャネルの内部を進み得る。制御アクチュエータは、レバーもしくは回転可能ノブ、または他のいずれかの既知のカテーテル操作デバイスであり得る。器具コード１２０の操作は、例えば、コンピュータ断層（ＣＴ）画像から組み立てられた仮想３次元マップを使用して、ソフトウェアに支援され得る。

本発明の実施形態に従った電気手術器具２００は図２及び図３に示される。図２は、電気手術器具２００（例えば、図１の遠位アセンブリ１１８に対応する器具）の遠位端の概略的な断面側面図を示す。図３は、電気手術器具２００の遠位端の拡大した概略的な断面側面図を示す。

電気手術器具２００は、可撓性同軸ケーブル２０２と、同軸ケーブル２０２の遠位端に搭載される放射先端部２０４とを含む。同軸ケーブル２０２は、外科用スコーピングデバイスの器具チャネルを通って進むのに適切な従来の可撓性の５０Ω同軸ケーブルであり得る。同軸ケーブルは、誘電材料２１０によって分離される中心導体２０６及び外部導体２０８を含む。同軸ケーブル２０２は近位端において（例えば、発生器１０２に）接続可能であり、マイクロ波エネルギー及び／または電気穿孔エネルギーを受信する。

放射先端部２０４は、近位同軸伝送線２１２と、近位同軸伝送線２１２の遠位端に搭載される遠位針先２１４とを含む。近位同軸伝送線２１２は、同軸ケーブル２０２の遠位端において、同軸ケーブル２０２の中心導体２０６に電気的に接続される内部導体２１６を含む。内部導体２１６は、中心導体２０６よりもより小さい外径を有し、高導電性を有する材料（例えば、銀）から作られている。

内部導体２１６は、その近位部に沿って、近位誘電体スリーブ２１８によって囲まれる。近位誘電体スリーブは、可撓性絶縁材料（例えば、ＰＴＦＥ等）から作られ得る。遠位誘電体スリーブ２２０は、内部導体２１６の遠位部にわたって、放射先端部２１４を形成するために搭載される。遠位誘電体スリーブ２２０は、近位誘電体スリーブ２１８よりも高い剛性を有する硬質絶縁材料から形成される。例えば、遠位誘電体スリーブ２２０はジルコニアから作られ得る。

近位同軸伝送線２１２は、近位誘電体スリーブ２１８の周りに搭載される外部導体２２２によって完全になる。外部導体２２２は導体材料の可撓管によって形成される。管は、生物組織（例えば、十二指腸壁）を貫通することが可能である力を伝送するのに十分な長手方向の剛性を有するように構成され、同時に、器具が外科用スコーピングデバイスの器具チャネルを通って進むことを可能にする適切な短手方向の可撓性も示す。発明者は、ニチノールが特に外部導体２２２に適切な材料であることを発見している。ニチノール管は、近位同軸伝送線２１２に沿って伝送損失を減らすために、例えば、ニチノール管の内面に導電性コーティングを含み得る。このコーティングは、ニチノールよりも高い導電性を有する材料（例えば、銀等）によって形成され得る。

外部導体２２２は、近位同軸伝送線２１２の遠位部を形成するために、遠位誘電体スリーブ２２０の近位部に重なる。重なり領域は中間の同軸伝送線と見なされ得る。遠位誘電体スリーブ２２０が近位誘電体スリーブ２１８よりも高い誘電率を有するため、外部導体２２２と遠位誘電体スリーブ２２０との重なり領域は、所望の電気的長さを維持しながら、放射先端部２１２の物理長を減らすことを可能にする。外部導体２２２と遠位誘電体スリーブ２２０との重なりの長さ及び遠位誘電体スリーブ及び近位誘電体スリーブの誘電材料は、放射先端部２１２の所望の電気的長さを取得するように選択され得る。

遠位針先２１４は、内部導体２１６の遠位端に搭載されるアクティブ電極２２４を含む。アクティブ電極は導体材料（例えば、黄銅）の円筒部であり、円筒部を通って延在する中央チャネル２２６を有する。アクティブ電極は図４により詳細に示され、図４は、（ａ）電極の斜視図と、（ｂ）電極の断面側面図とを示す。内部導体２１６の遠位端はチャネル２２６の内側に突出し、内部導体２１６の遠位端は（例えば、はんだ付け接続もしくは溶接接続によって、または導電接着剤を用いて）アクティブ電極２２４に電気的に接続される。アクティブ電極の外径が遠位誘電体スリーブ２２０の外径に実質的に一致することにより、遠位針先２１４は滑らかな表面を有する。

尖った先端要素２２８はアクティブ電極２２４の遠位面に搭載され、標的組織への器具の挿入を容易にする。先端要素２２８は、好ましくは、遠位誘電体スリーブ２２０と同じ材料（例えば、ジルコニア）から作られる。先端要素２２８は図５により詳細に示され、図５は、（ａ）先端要素の側面図、（ｂ）先端要素の斜視図、及び（ｃ）先端要素の背面図を示す。先端要素２２８の寸法の例は図５（ａ）及び図５（ｃ）に示される。先端要素２２８は、その近位側から延在する突起２３２を有する円錐本体２３０を有する。突起２３２は、アクティブ電極２２４のチャネル２２６の内側に適合するように成形され、先端要素２２８を適所に保持する。先端要素２２８は、例えば、接着剤を使用して、アクティブ電極２２４に固定され得る。

近位誘電体スリーブ２１８及び遠位誘電体スリーブ２２０は、内部導体２１６上を摺動する管として形成され得る。一実施形態では、遠位誘電体スリーブ２２０は、内部導体２１６の周りに搭載される共働部品の対から成り得る。図６は、遠位誘電体スリーブ２２０を形成するために使用され得る部分７００の例を示す。図６は、（ａ）部分の側面図、（ｂ）部分の斜視図、及び（ｃ）部分の前面図を示す。部分７００の寸法の例は図６（ａ）及び図６（ｃ）に示される。部分７００は、その長さに沿って延在する縦溝７０２を有する剛性誘電材料（例えば、ジルコニア）の半円筒部である。部分７００の対は、遠位誘電体スリーブ２２０を形成するために一緒に組み立てられ得、これにより、部分７００のそれぞれの溝７０２は、内部導体２１６を受容するチャネルを一緒に形成する。例えば、接着剤を使用して、２つの部分７００を一緒に固定し得る。遠位誘電体スリーブ２２０の係る構造は、放射先端部２１２の組み立てを容易にし得る。また、共働部品の対を含む同様の構造は、近位誘電体スリーブ２１８のために使用され得る。

放射先端部２１２は、カラー２３６によって同軸ケーブル２０２の遠位端に固定される。カラー２３６は、半径方向の圧着部として働き、放射先端部２１２を適所に固定し得る。また、カラー２３６は、同軸ケーブル２０２の外部導体２０８を近位同軸伝送線２１２の外部導体２１８に電気的に接続するように配置される。したがって、カラー２３６は導体材料（例えば、黄銅等）から形成される。

図９及び図１０は、遠位先端の代替配列を示す。この配列では、尖った先端要素及びカラーは単一の先端要素２５０で組み合わされる。先端要素２５０は例えば円錐形を有する尖った遠位先端２５２を含み、遠位先端２５２は、内部導体２１６の遠位部を受容するための孔２５６（近位円筒部２５４の中にある）を有する近位円筒部２５４が形成される。先端要素２５０は一体成形の導体材料（銀等）から製作され得る。

使用中に、マイクロ波エネルギー及び電気穿孔波形を有するエネルギーは、同軸ケーブル２０２から放射先端部に搬送され得る。同軸ケーブル２０２から受信されたエネルギーは、近位同軸伝送線２１２に沿って、遠位針先２１４に伝送され得、そのエネルギーは標的組織に送達され得る。

マイクロ波エネルギーにおいて、遠位針先２１４は、標的組織へのマイクロ波エネルギーを送達するための半波長変成器として機能するように構成される。言い換えれば、遠位針先２１４の電気的長さは、マイクロ波エネルギーの波長の半分に対応し得る。このように、マイクロ波エネルギーは、標的組織を焼灼するために、標的組織に効率的に送達され得る。

マイクロ波エネルギーは、マイクロ波焼灼中に、放射先端部２１２の加熱を最小にするために、パルスで送達され得る。発明者は、下記に記載されるエネルギー送達サイクルが、放射先端部２１２の加熱を最小にしながら、マイクロ波エネルギーの効率的な送達を可能にし得ることを発見しているが、他のエネルギー送達サイクルも可能である。
●１０ｍｓのマイクロ波エネルギーの送達後に、９０ｍｓオフになる（すなわち、マイクロ波エネルギーの送達がなくなる）、
●１０ｍｓのマイクロ波エネルギーの送達後に、５０ｍｓオフになる、
●１０ｍｓのマイクロ波エネルギーの送達後に、３０ｍｓオフになる、
●１００ｍｓのマイクロ波エネルギーの送達後に、９００ｍｓオフになる、
●１００ｍｓのマイクロ波エネルギーの送達後に、５００ｍｓオフになる、
●１００ｍｓのマイクロ波エネルギーの送達後に、３００ｍｓオフになる。

電気穿孔エネルギーは放射先端部に搬送するとき、電場は、アクティブ電極２２４と外部導体２２２の遠位部２３８（遠位端）との間で設定され得る。このように、外部導体２２２（露出し得る）の最遠位縁または端の終端は、電気穿孔エネルギーのためのリターン電極として挙動し得る。電場は、遠位針先２１４の周りに位置する組織の電気穿孔（例えば、不可逆電気穿孔）を生じさせ得る。アクティブ電極２２４が器具の長手軸を中心に実質的に対称的に配置されるとき、電気穿孔波形によって生じる電場は軸方向に対称であり得る。他の実施例では、治療領域は、例えば、アクティブ電極の適切な構成により非対称であり得る。

電気手術器具２００は、同軸ケーブルに沿って搬送されるマイクロ波エネルギー及び電気穿孔エネルギーを生物組織に送達するための焼灼デバイスとして使用するように構成される。電気手術器具２００は、具体的には、治療部位への外科用スコーピングデバイス（例えば、超音波内視鏡検査（ＥＵＳ）装置）の器具チャネルを通る挿入のために適切であるように設計される。治療部位は膵臓であり得、それによって、外科用スコーピングデバイスの器具コードが十二指腸に挿入されると、電気手術器具２００は治療のために膵臓内に向かって十二指腸壁を貫通して延在する。

電気手術器具は、これに関連する使用のために電気手術器具を適切にするいくつかの特性を有し得る。器具の放射先端部２１２は、望ましくは、４０ｍｍ以上の長さを有し、その最大外径は１．２ｍｍである。これは、治癒を容易にするために、針が膵臓内に位置する腫瘍に達するのに十分に長いことを確実にでき、貫通穴があまりに大きくないことを確実にできる。

図２は、電気手術器具２００の寸法の例を示す。第１の実施例では、近位誘電体スリーブ２１８の長さに対応する符号２４０によって示される寸法は３７．０ｍｍであり得る。外部導体２２２と遠位誘電体スリーブ２２０との重なりの長さに対応する符号２４２によって示される寸法は４．７０ｍｍであり得る。外部導体２２２の遠位端からアクティブ電極２２４の遠位端までの距離に対応する符号２４４によって示される寸法は３．００ｍｍであり得る。図９に示される先端要素を使用する第２の実施例では、寸法２４０は３７．０ｍｍであり、寸法２４２は８．３０ｍｍであり、寸法２４４は５．００ｍｍである。

ＣＳＴ Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ Ｓｔｕｄｉｏは、上記に説明した電気手術器具２００を設計及びシミュレートするために使用された。図７及び図１１は、上記に説明した電気手術器具２００の第１の実施例及び第２の実施例のマイクロ波エネルギーの周波数に対するＳパラメータ（「反射減衰量」としても知られている）のシミュレーションのグラフを示す。当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不整合によるマイクロ波エネルギーの反射減衰量の評価基準であり、したがって、Ｓパラメータは標的組織と放射先端部とのインピーダンス不整合の程度を示す。Ｓパラメータは方程式Ｐ_Ｉ＝ＳＰ_Ｒによって定義でき、Ｐ_Ｉが組織に向かう器具の送信電力であり、Ｐ_Ｒは組織から反射される電力であり、ＳはＳパラメータである。図７に示すように、Ｓパラメータは５．８ＧＨｚにおいて－２１．９ｄＢであり、非常に小さいマイクロ波エネルギーがこの周波数で組織から反射されたことを意味する（これは、反射されるエネルギーの約０．６４５％に一致する）。これは、５．８ＧＨｚの動作周波数におけるインピーダンス整合が良好であることと、マイクロ波エネルギーがこの周波数で放射先端部から組織に効率的に送達されることとを示す。図１１では、Ｓパラメータは５．８ＧＨｚにおいて－１４．６ｄＢである。

図８及び図１２は、上記に説明した電気手術器具２００の第１の実施例及び第２の実施例の周囲組織の計算されたマイクロ波放射プロファイルを示す。放射プロファイルは、有限要素解析を使用して、５．８ＧＨｚのＥＭエネルギー周波数について予測されたものである。予測では、マイクロ波エネルギーが遠位針先２１４の周りに放射され、器具によって生成される焼灼プロファイルの形状の表示を生じさせることが示される。

Claims (24)

1. 電気手術器具であって、
   マイクロ波エネルギーを搬送するように構成される同軸ケーブルと、
   前記同軸ケーブルの遠位端から離れて長手方向に延在するロッド状放射先端部と、を備え、前記ロッド状放射先端部は、
   前記マイクロ波エネルギーを受信及び搬送するための近位同軸伝送線であって、内部導体、外部導体、及び前記内部導体を前記外部導体から分離する誘電材料を含む、前記近位同軸伝送線と、
   前記近位同軸伝送線の遠位端に搭載される遠位針先であって、前記近位同軸伝送線の前記遠位端から前記長手方向に延在する剛性誘電体スリーブを含む、前記遠位針先と、を含み、
   前記ロッド状放射先端部は前記同軸ケーブルの直径よりも小さい直径を有し、
   前記剛性誘電体スリーブは、前記近位同軸伝送線の前記内部導体に電気的に接続される細長導体素子を囲み、前記近位同軸伝送線の前記外部導体の遠位端を越えて延在し、前記細長導体素子は、前記マイクロ波エネルギーの半波長変成器として動作し、それによって、前記マイクロ波エネルギーを前記遠位針先から生物組織に放射するように構成され、
   前記細長導体素子は遠位針先の遠位端上で露出するアクティブ電極で終端し、
   前記アクティブ電極は、前記近位同軸伝送線の前記外部導体の前記遠位端に電気的に接続されるリターン電極から軸方向に分離し、前記アクティブ電極及び前記リターン電極は、前記遠位針先で生物組織の電気穿孔のために電場を確立するように構成される、前記電気手術器具。
2. 前記同軸ケーブルは電気穿孔信号を搬送するように構成され、前記電気穿孔信号は、前記ロッド状放射先端部によって受信されるとき、前記遠位針先における生物組織の電気穿孔のために前記電場を確立する、請求項１に記載の電気手術器具。
3. 前記近位同軸伝送線の前記誘電材料は、前記剛性誘電体スリーブよりも可撓性がある、請求項１に記載の電気手術器具。
4. 前記アクティブ電極は前記細長導体素子と同軸に配置される導電性リングである、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
5. 前記導電性リングは前記導電性リングを通って長手方向に延在するチャネルを有し、前記細長導体素子の一部は前記チャネルの内部に含まれる、請求項４に記載の電気手術器具。
6. 前記遠位針先は、前記チャネルの遠位端を閉鎖する前記導電性リングの遠位端に搭載される先端要素を含む、請求項５に記載の電気手術器具。
7. 前記先端要素の遠位端は尖っている、請求項６に記載の電気手術器具。
8. 前記剛性誘電体スリーブはジルコニアから作られている、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
9. 前記外部導体の遠位部は前記剛性誘電体スリーブの近位部に重なる、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
10. 前記剛性誘電体スリーブは共働部品の対によって形成され、前記共働部品のそれぞれ１つは、前記細長導体素子を受容するための前記共働部品の表面に形成された縦溝を有する、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
11. 前記外部導体はニチノールから形成されている、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
12. 導電性コーティングは前記外部導体の外面に形成され、導電性外層はニチノールよりも高い導電性を有する、請求項１１に記載の電気手術器具。
13. 前記ロッド状放射先端部は４０ｍｍ以上の前記長手方向の長さを有する、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
14. 前記ロッド状放射先端部は１．２ｍｍ以下の最大外径を有する、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
15. 前記内部導体は前記同軸ケーブルの前記遠位端から延在し、前記内部導体は前記同軸ケーブルの中心導体に電気的に接続され、
    前記内部導体は、前記同軸ケーブルの前記中心導体の直径よりも小さい直径を有する、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
16. 前記同軸ケーブルは可撓性である、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
17. 前記ロッド状放射先端部は前記ロッド状放射先端部の遠位長に沿って非粘着性コーティングを含む、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具。
18. 前記非粘着性コーティングはパリレンＣまたはパリレンＤから形成されている、請求項１７に記載の電気手術器具。
19. 生物組織を治療するための電気手術システムであって、
    マイクロ波エネルギー及び電気穿孔信号を供給するように構成される電気手術用発生器と、
    前記電気手術器具の前記同軸ケーブルが前記マイクロ波エネルギー及び前記電気穿孔信号を前記電気手術用発生器から受信するために接続される、先行請求項のいずれかに記載の電気手術器具と、
    を備える、前記電気手術システム。
20. 患者の体内に挿入するための可撓性挿入コードを有する外科用スコーピングデバイスをさらに備え、前記可撓性挿入コードは、前記可撓性挿入コードの長さに沿って伸びる器具チャネルを有し、前記電気手術器具は前記器具チャネル内に入るように寸法決定される、請求項１９に記載の電気手術システム。
21. 前記電気穿孔信号は１つ以上の電磁パルスを含む、請求項１９または２０に記載の電気手術システム。
22. 前記１つ以上の電磁パルスのそれぞれは１ｎｓ～１０ｍｓの範囲のパルス幅を有する、請求項２１に記載の電気手術システム。
23. 各パルスは１ｋＶ～１０ｋＶの範囲の振幅を有する、請求項２２に記載の電気手術システム。
24. 前記電気穿孔信号は、デューティサイクルが５０％以下である一連のパルスを含む、請求項２０～２３のいずれか１項に記載の電気手術システム。

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