JP2018108384A - デュアルの無線周波数およびマイクロ波電磁エネルギを有する電気手術器具 - Google Patents

Abstract

【課題】同軸供給ケーブルから器具先端部を通って組織に無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギおよびマイクロ波（ＥＭ）エネルギを送達するための電気手術器具を提供する。【解決手段】器具先端部は第１および第２の導電性エレメントを分離する誘電体４１６を含み、第１および第２の導電性エレメントは、電導によりＲＦ、ＥＭ放射を搬送するための能動および帰還電極として、ならびにマイクロ波ＥＭ放射を放出するためのアンテナとして、働く。器具は先端に、流体を送達するために、先端の下側に取付けられるたとえば付加的誘電体エレメント４２２に、流体供給４２４が組込まれている。送達される流体は、処置を支援するための気体プラズマ、または処置前に組織領域を膨らませるための液体であり得る。器具は内視鏡内に嵌め込むことができる。【選択図】図１６

Description

技術分野
本発明は、無線周波数およびマイクロ波周波数のエネルギを用いて組織に処置を行なう電気手術装置で用いる器具に関する。特に、本発明は、組織を切断するための無線周波数エネルギと、止血（すなわち、血液の凝固を促すことによって破れた血管を封止）するためのマイクロ波周波数エネルギとを放出することができる電気手術器具に関する。

発明の背景
外科的切除は、肝臓または脾臓または腸といった、人間または動物の体内の器官にある不所望の組織部分を取除く手段である。組織が切断（切り分けるまたは離断）されると、小動脈と呼ばれる小さい血管は損傷または破裂する。最初に出血が起こり、次に出血点を塞ごうとして血液が塊になる凝固カスケードが生じる。手術の際、患者から失われる血液はできるだけ少ないことが望ましいので、血を伴わない切断を提供しようとしてさまざまな装置が開発されている。

たとえば、Hemostatix（登録商標）Thermal Scalpel System（http://www.hemostatix.com）は、鋭いブレードを止血システムに組合せている。このブレードはプラスチック材
で被覆され、ブレードの温度を正確に制御する加熱装置に接続される。これは、加熱したブレードにより、組織の切断時に組織を焼灼するためにある。

切断および止血を同時に行なう他の既知の装置は、ブレードを用いない。一部の装置は組織を切断および／または凝固するために無線周波数（ＲＦ）エネルギを用いる。（ハーモニックメスとして知られている）他の装置は、組織を切断するのに高速に振動する先端部を用いる。

ＲＦエネルギを用いた切断方法は、電流が（細胞のイオン成分によって支援されて）組織基質を流れるとき、組織を通る電子の流れに対するインピーダンスによって熱が発生するという原理を利用して機能する。組織基質に純正弦波を与えると、細胞内に十分な熱が発生して、組織の水分を蒸発させる。このため、細胞の内圧が大幅に上昇し、細胞膜はこれを制御することができず、結果として細胞が破裂する。これが広い領域にわたって発生したときには、組織が離断されていることがわかる。

ＲＦ凝固は、より効率の低い波形を組織に与えることにより機能し、組織成分は蒸発する代わりに約６５℃に加熱される。これは乾燥により組織の水分をなくし、さらに血管の壁のタンパク質および細胞壁をなすコラーゲンを変性させる。タンパク質の変性は凝固カスケードへの刺激として働き、凝固が高まる。同時に、壁にあるコラーゲンは棒状の分子からコイル状の分子に変性し、それにより血管は収縮して小さくなり、凝血塊にアンカーポイントを与え、塞ぐ面積を小さくする。

ＷＯ２００８／０４４０００は、肝臓や脾臓などの血管が非常に多い組織を同時に切断および封止するよう適合された外科的切断装置を開示している。装置はマイクロ波放射源を備え、生体組織を切断するためのブレードを伴うアンテナを有する外科的器具に結合され、アンテナはマイクロ波エネルギを制御可能に源からブレードが組織を切断する領域に放射するよう配置されている。マイクロ波エネルギは切断領域での血液の流出を有効に塞ぐために、血液を凝固させることができる。ＷＯ２００８／０４４０００は、高いマイク
ロ波周波数（たとえば１０ＧＨｚ以上）の使用を示唆しており、これは既知のより低いマイクロ波周波数システムおよび無線周波数（ＲＦ）システムの使用と比べて、特有の利点がある。その理由としては、放射によるエネルギの限定された浸透の深さ、および血流を封止するためにエネルギを有効に組織内に放射できる小さい鋭いブレード構造の機能を挙げることができる。そのおかげで、ブレードの長さに沿って均一の場を生じさせながら同時に組織を切断して病変組織または癌組織の部分を取除くことができる。

米国特許第６，５８２，４２７号が開示している電気外科手術システムは、ＲＦエネルギ（典型的に１ＭＨｚの周波数を有する）およびマイクロ波エネルギ（典型的に２．４５ＧＨｚの周波数を有する）の両方を発生するよう配置されており、切断モードまたは凝固モードでの選択的手術を行なうことができる。

発明の概要
本明細書は、２００９年７月２０日に出願された本出願人の前の英国特許出願第０９１２５７６．６号に記載されている概念の展開したものを記載しており、以下に図１および図２を参照して簡単に説明する。

これらの展開は本発明の２つの局面として表わすことができる。最も一般的に、本発明の第１の局面は、無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギおよびマイクロ波周波数ＥＭエネルギの両方を組織に送ることができる電気手術器具を提供し、器具先端部に流体供給が組込まれて、流体（たとえば、気体または液体）の送達が可能となる。気体または液体は、器具から放出されて、たとえば処置を支援する気体プラズマとして、または処置前に組織の領域を「膨らませる」液体として、たとえば腸の壁にあるポリープを、腸の壁に損傷を与えることなく切除できるよう持ち上げるために、放出され得る。器具は内視鏡によって処置部位に到達することができ、流体はたとえば内視鏡内に含まれる視認器具（カメラまたはレンズ）から破片を取除くために、処置部位（たとえば腸）を洗い流すためにも用いることができる。この流体は、ＲＦおよびマイクロ波周波数ＥＭ放射と同時に、または別に送達することができる。

こうして、第１の局面に従い、第１の周波数を有する無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギと第１の周波数より高い第２の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギとを生体組織に与えるための電気手術切除器具が提供され、当該器具は、第１の導電性エレメントを第２の導電性エレメントから分離する、第１の誘電材料からなる本体を含む器具先端部と、同軸供給ケーブルとを備え、同軸供給ケーブルは、内側導体と、内側導体と同軸の外側導体と、外側導体および内側導体を分離する第２の誘電材料とを含み、同軸供給ケーブルは第１の周波数を有するＲＦ信号および第２の周波数を有するマイクロ波信号を同時にまた別個に搬送し、当該器具はさらに流体を器具先端に送るための流体供給導管を備える。内側導体は第１の導電性エレメントに電気的に接続され、外側導体は第２の導電性エレメントに電気的に接続されて、器具先端部がＲＦ信号およびマイクロ波信号を受取ることができる。第１および第２の導電性エレメントは、電導によってＲＦ信号に対応するＲＦ
ＥＭ放射を搬送するために、能動および帰還電極として、ならびに受取ったマイクロ波信号に対応するマイクロ波ＥＭ放射を放射するために、アンテナとして働くよう配置されている。

当該器具はＲＦエネルギ用の局所的帰還経路、すなわち第１の導電性エレメントと第２の導電性エレメントとの間で送られるべきＲＦエネルギ用の低インピーダンスルート、を提供するよう構成されてもよい。たとえば、導電性エレメント同士を分離する第１の誘電材料は、局所的帰還経路を与え得る、または以下で説明するように、気体を器具先端部に
送って導電性エレメントの近くにプラズマを発生させて、局所的低インピーダンス帰還経路を与えることができる。第１の誘電材料が高い誘電率（たとえば、空気よりも高い誘電率）を有し、かつ第１の誘電材料による第１および第２の導電性エレメントの分離が小さい場合、すなわち１ｍｍ未満である場合、ＲＦ組織切断は器具先端部のエッジで行なわれ得る。この配置により、電流を流すために必要な優先的帰還経路を提供し得る。

この器具は、現在一般的な麻酔の下でオープンな環境で行なわれている代わりとして、局所麻酔でのオープン手術を行なうために、およびキーホールまたは腹腔鏡手術を行なうために、電気手術切除装置で使用するのに適し得る。

流体供給導管は器具先端部に液体（たとえば生理食塩水）を送るよう配置でき、流体供給導管は器具先端部の遠位端に出口を有して、液体を生体組織内に入れる。生体組織を膨らますために流体（生理食塩水など）を注入することは、特に器具が腸の壁を扱う場合に有用である。このような態様で組織を膨らますことは、腸に穴を開けるリスクを減少させ得る。ＲＦおよび／またはマイクロ波エネルギを送るために使う器具と同じ器具を用いて流体を送ることは有利である。なぜなら、別の器具を領域内にまたは処置の間に導入すれば、（たとえば流体の浸透に起因して）収縮が起こり得るからである。同じ処置構成物を用いて流体を導入できることにより、収縮が起こればすぐに高さを上げることができるようになる。さらに、乾燥または切断ならびに流体の導入を行なうのに１つの器具を用いることは、ポリープ除去手術全部を行なうのに要する時間を短縮させ、患者に害をもたらす危険を減らし、さらに感染のリスクも減らす。より一般的に、流体の注入は、処置領域を洗浄するために、たとえば処置するのにより見やすくできるよう、廃棄物や除去組織を取除くために用いることができる。上記のように、これは特に内視鏡手術で有用であり得る。

器具先端部本体の下側は、幅方向において凸状または湾曲したプロファイルを有することができ、さらに器具が腸の壁内に食い込んで腸に穴を開けてしまうリスクを減らすために、長さ方向に沿ってわずかに上向きに湾曲してもよい。当該器具は、第１の誘電材料と反対側に、第２の導電性エレメントに装着（たとえば接着）された第３の誘電材料（たとえばセラミック）を含むことができる。第３の誘電材料は、湾曲した下側をなすように整形（たとえば成形）されてもよい。

流体供給導管は、（たとえば、その遠位端において）剛性管または針、たとえば皮下注射針、で終端することができ、その部分の直径は流体供給導管の残りの部分よりも小さくてもよい。剛性管または針は、生体組織を貫くのに適する貫通遠位部を好ましくは含む。流体供給導管は器具の下側に、たとえば第１および第２の導電性エレメントと別個に、取付けられ得る。たとえば、流体供給導管は第３の誘電材料の中または上に装着することができ、それにより流体は器具の湾曲した部分から導入され得る。この装置の構造は、腸の壁にある無茎性ポリープの除去に特に有用であり得る。湾曲した部分を構成しかつ針または管を収納するために用いられる材料は、マイクロ波およびＲＦ場を伝搬するために用いられるような低損失マイクロ波材料である必要はない。なぜなら、それは電磁場の伝搬に係わらないからである。適切な材料として、セラミック、腸（または他の生体組織）の壁にひっつかない生体適合プラスチックなどがある。材料は、幅および長さの両方に沿って装置が湾曲できるよう配置されるべきである。好ましくは、湾曲は長さの半分辺り、たとえば４ｍｍまたは５ｍｍから始まるようにして、（ＲＦおよび／またはマイクロ波の放射が器具先端本体に送られる）近位端は平坦であり、遠位端は上昇している。この構成は、ポリープ除去処理の際、装置が腸に穴を開けるリスクをさらに減少させる。

一実施の形態において、流体供給導管は、たとえば器具先端から突出または引っ込むために、器具先端部本体に対して長手方向に移動可能であり得る。流体供給導管の突出部は
、上記の剛性管または針を含み得る。

同軸供給ケーブルおよび流体供給導管は、共通のキャリアチューブ内において、器具先端部本体に送られ得る。共通キャリアチューブは、内視鏡の器具チャネルに嵌合するよう寸法決めされている管状体を含んでもよい。管状体は中に１対の長手方向に延在する穴を有し、それぞれ同軸供給ケーブルおよび流体供給導管を受入れる。

流体供給導管の近位端はコネクタで終端してもよく、それにより管への液体を収納および注入するために用いることができる注射器への装着を可能にする。この注射器は、内視鏡の動きを操作または制御するために用いられる制御部の近くにあってもよい。

代替的に、または付加的に、流体供給導管は、器具先端において、第１および第２の導電性エレメント間にあるプラズマ生成領域に気体を送達するよう配置されてもよい。ここで第１および第２の導電性エレメントは受信したＲＦ信号および／またはマイクロ波信号から電場を発生させるよう構成されており、電場により気体をイオン化して熱プラズマまたは非熱プラズマを生成する。気体は、空気、または適切な不活性ガス（たとえばアルゴン）、または混合気体であり得る。プラズマ生成領域は器具先端部内に囲まれてもよく、プラズマを用いてＲＦ信号用の局所的帰還経路を提供し、生体組織の切断を促進する。

プラズマはＲＦ電流用の優先的帰還経路を提供する助けとなり得る。これは第１および第２の導電性エレメント間に電導性のプラズマを築くことにより、および／または熱プラズマを生成および放出して、切断および／または封止を支援する、および／またはたとえばアルゴンビーム凝固と類似した態様で、組織の表面を凝固させることによりなされる。

直径が小さい（たとえば２．５ｍｍ以下）および長い（たとえば、１ｍ以上）器具では、熱プラズマおよび／または非熱プラズマは、マイクロ波周波数ＥＭエネルギによって誘起されてもよい。これは、プラズマを着火しかつ維持する機能は、ケーブルの容量によって、およびＲＦ生成プラズマでは必要となり得る、非常に高い電圧を発生部端部で生成する必要によって制限されないから好ましい。マイクロ波ケーブルは固定したインピーダンス環境を提供し、４分の１波長構造（変圧器）を用いて場を増加させる機能は、相対的に低いレベルのマイクロ波パワーで一定したプラズマが形成できることを意味する。

代替的に、プラズマ生成領域は非熱または熱プラズマを生体組織に送ることができるようにする出口を含んでもよい。非熱プラズマを用いて組織を滅菌することができ、これは自然開口部を滅菌できることが有利である、現在出現しているＮＯＴＥＳ技術に関連する用途において特に興味の対象となり得る。熱プラズマを用いて表面凝固／切除または組織切断を行なうことができる。

プラズマは、器具先端部に送られるＲＦ ＥＭエネルギ、マイクロ波周波数エネルギ、またはこの両方の組合せを用いて、生成することができる。一実施の形態において、ＲＦ
ＥＭエネルギのパルスを用いてプラズマを着火し、後でマイクロ波周波数エネルギによって保たれる。電気手術器具でプラズマを生成する技術は、ここに引用により援用されるＷＯ ２００９／０６０２１３に開示されている。

器具先端部はここに記載されている４つの構造体のいずれかを有し得る：
−オープン手術およびキーホール（腹腔鏡）手術での使用が適する単一体（すなわち、セラミックなどの金属化誘電材料の１片）；
−同軸構造体であって、第１の導電性エレメントは内側導体であり、第２の導電性エレメントは、内側導体と同軸である外側導体であり、第１誘電材料の本体によって分けられており；
−平行板構造体（たとえば、平面伝送線路エレメント）であって、第１の誘電材料の本体は実質的に平面状のエレメントであり、第１の導電性エレメントは、平面状エレメントの第１の表面上の第１の導電層であり、第２の導電性エレメントは、第１の表面と反対側の、平面状エレメントの第２の表面上の第２の導電層である。

単一体は、処置ターゲットエリアに従う、または所望の機能を行なうための形状を有し得る。たとえば、器具先端部は腸の壁に対応するよう湾曲してもよい、または組織の除去を促進するよう、かぎ状であってもよい。これらの概念は、本発明の第２の局面に関連して以下で説明される。

上記の同軸構造体が用いられる場合、流体供給導管は、同軸供給ケーブルおよび同軸構造体に組込まれた中空通路を含んでもよい。たとえば、気体は中空内側導体に沿って器具先端内に、または内側導体と外側導体との間に導入できる。

上記の平面伝送線路エレメントが用いられる場合、流体供給導管は第１および第２の導電層（２つの独立したプレートを形成）間に気体を導入するよう配置でき、非熱または熱プラズマを生成してそのプラズマを用いてＲＦ電流用の帰還経路を提供する、または組織を滅菌もしくは切断する。平面伝送線路エレメントは、局所的帰還経路を提供するために高い誘電率の誘電材料領域と、第２の開放領域とを含むことができ、第２の領域は、組織を滅菌するために非熱プラズマを生成できるよう、または組織切断もしくは表面凝固を行なうために熱プラズマを生成できるよう、気体で充填できる。この配置は、２つの導電層またはプレート（能動導体および帰還導体）間に挿入される、比較的高い誘電率（または電媒定数）の材料の使用を利用できる。高い誘電率の材料は構造体の容量を増加させ、それにより構造体のインピーダンスを線形的態様で減少させ、これによりＲＦ電流用の優先的帰還経路が築かれるまたは２つのプレート間に存在することを確実にする。

プラズマが除去されると、構造体は２枚の平行板伝送線が空気によって分けられているように見える。この配置を用いてマイクロ波エネルギを構造体の１つ以上のエッジに沿って、および／または表面に設けられる１つのもしくは複数のスロットを通して、またはアパーチャを通して、有効に放射するために用いることができる。プラズマのない平行板構造は、ＲＦ切断およびマイクロ波凝固に必要な条件を設定するためにも用いることができる。すなわち、ＲＦでは、構造体は平行板キャパシタとしてモデル化でき、ブレードの長さに沿ってエッジにあり、端部において短くなっているメタライゼーション層を有する２枚のプレート間に誘電材料が挟持され、さらにマイクロ周波数では、構造体は分布エレメント伝送線路構造としてモデル化でき、長いエッジの一方または両方からおよび／または遠位端からマイクロ波エネルギを放射することができる。

誘電材料の両側にメタライゼーション層を有する平行板構造は、メタライゼーション層のそれぞれが誘電材料のエッジまである場合、すなわち表面に露出している誘電材料部分はなく、金属のみが見える場合、最も効率のよい態様でＲＦ組織切断を有効に行なうことができる。誘電体はマイクロ波切除または凝固が構造のエッジに沿ってまたは端部において行なうことができるよう、露出できる。

構造体の遠位端において、たとえば端から０．５ｍｍから１ｍｍだけ、メタライゼーション層を少量取除くのが好ましいかもしれない。これは装置が組織を端部で切断するのが望ましくない場合に、それを防ぐためになされる（ただし本発明は器具先端部の遠位端で切断しない装置に必ずしも限定されていない）。しかし、腸の手術、すなわち無茎性ポリープの除去に関連する用途では、凝固のためにマイクロ波エネルギを送ることはできるが、ブレードの端部においては切除用のＲＦエネルギがない構造体が好ましい。なぜなら、このような配置は腸に穴を開けるリスクを減らすからである。

一実施の形態において、平行板構造は以下のように構成できる：
（ｉ） 第１の誘電材料は、幅１．５ｍｍから２ｍｍ、長さ６ｍｍから１２ｍｍのブロックを含む；
（ii） 第１および第２の導電性エレメントは、第１の誘電材料の両表面上にメタライゼーション層を含み、メタライゼーション層はブレードの長さに沿って、誘電体の両側上でエッジまで延在し、メタライゼーション層を有するブロックの全体の厚さは０．３ｍｍから０．５ｍｍである；
（iii） 第１の誘電材料の近位端部において、第１の導電性エレメントを形成するメ
タライゼーション層において０．５ｍｍのギャップがあり、能動導体と整合するために、かつ能動導体が短絡するのを防ぐ、；
（iv） 第１の誘電材料の遠位端において、第１および第２の導電性エレメントを形成するメタライゼーション層において０．２ｍｍから１ｍｍのギャップがあり、構造体が組織を切断するのを防ぐ、；および
（ｖ） 第１の誘電材料の遠位端の角に約０．２ｍｍの小さい半径があり、鋭いエッジが内側壁に引っ掛かることにより、構造体が内視鏡の器具チャネル内で引っ掛かるのを防ぐ。

プラズマを放出するために装置が用いられた場合、１個または複数のスロットを設けて、熱い気体が構造体から逃げられるようにして、所望の組織切断効果を得る。同じ装置を用いて組織を滅菌するために、またはアプリケータの近くにある組織内または組織表面にある細菌を、すなわち自然開口内またはたとえば肝臓といった臓器の表面にある細菌を殺すことができるよう、非熱プラズマも前記スロットから放出することができる。

器具先端部は平行に配列されている複数の平面伝送線路エレメントを含み得る。複数の平面伝送線路エレメントは、平衡パワースプリッタ配置を介して同軸供給ケーブルからＲＦ信号およびマイクロ波信号を受取る。平衡パワースプリッタは、ＲＦ信号およびマイクロ波信号が同相で複数の伝送線路エレメントによって受取られるのを確実にして、放出されるエネルギの合計を一定にする。

器具先端部は、同軸供給ケーブルと複数の平面伝送線路エレメントとの間に接続される４分の１波長トランスフォーマ（すなわち動作周波数において、４分の１波長の奇数倍に等しい電気的長さを有するコネクタ）を含んで、同軸供給ケーブルのインピーダンスを複数の平面伝送線路エレメントのインピーダンスと整合させる。

同軸供給ケーブルおよび流体供給導管は、２．５ｍｍより小さい合計径を有し、器具先端部は８ｍｍ以下（好ましくは５ｍｍ以下）だけ同軸供給ケーブルから出て、１．８ｍｍ以下の幅（好ましくは１．５ｍｍ以下）および０．５ｍｍ以下（好ましくは０．３ｍｍ）の厚さを有する。

本発明は、組織を凝固させるために、端部においてマイクロ波エネルギだけを放射することに限定されない。特定の臨床用途では、端部においてＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギの両方を照射すること、またはＲＦエネルギだけを照射することが望ましいかもしれない。同様のことが、２つの長いエッジおよび２つの面にも当てはまる。

第１の局面に従う器具は以下の入力に対応することができる：ＲＦ ＥＭエネルギ、マイクロ波周波数ＥＭエネルギ、および流体（気体または液体）。当該器具は、以下の臨床的出力のいずれか１つ以上をもたらすよう構成されてもよい：
−生体組織を切断または表面切除／凝固を行なうために、ＲＦ ＥＭエネルギだけ；
−生体組織を切断するために、非熱プラズマまたは熱プラズマ（ＲＦ ＥＭエネルギお
よび／またはマイクロ波周波数エネルギによって生成される）に伴うＲＦ ＥＭエネルギ（ＲＦ ＥＭエネルギ用の帰還経路を形成するためにプラズマが用いられ、ＲＦ ＥＭエネルギ自体は細胞を破裂させるために用いられる）；
−生体組織を切断するために、ＲＦ ＥＭエネルギおよび／またはマイクロ波周波数エネルギによって生成される熱プラズマ；
−組織を滅菌するために、ＲＦ ＥＭエネルギおよび／またはマイクロ波周波数エネルギによって生成される非熱；および
−生体組織を封止／凝固または切除するために、マイクロ波エネルギだけ。

器具の能動電極および帰還電極（第１および第２の導電性エレメント）間に気体プラズマが築き上げられると、ＲＦ切断とマイクロ波封止／凝固との間が切換え可能となり得る。

第１および第２の導電性エレメントは、バイポーラ放出構造を形成し得る。バイポーラ放出構造は器具先端部にバランを含んで、シース電流を防止し、マイクロ波周波数ＥＭ場が外方向に放出されることを確実にする。バランは短絡を形成するために、遠位端において第２の導体に電気的に接続（たとえばはんだ付け）される単純な第３の導体であり得る。バランを４分の１波長の長さ（動作マイクロ波周波数において）にすることにより、短絡状態は開路状態に変えられて、ケーブルに沿った電流の流れを防止する。器具が組織に挿入された際のリターンロスを増加させるために、複数のバランを器具内に設けてもよい。たとえば、バラン１個はリターンロスを１５ｄＢから２５ｄＢに増加させ、バラン２個は４０ｄＢに増加させ、バラン３個は６０ｄＢに増加させ得る。すなわち、器具から出力されるエネルギの百万分の１がケーブルに沿って反射される。

最も一般的に、本発明の第２の局面は、平面状の器具先端部を有する電気手術器具を提供する。器具先端部の１対の導電性エレメントの適切な構成により、無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギおよびマイクロ波周波数ＥＭエネルギの両方を的を絞った態様で組織に送達することができる。特に、本発明の当該局面は、切断エッジとされる平面状器具先端の側面エッジ以外では、ＲＦ ＥＭエネルギの送達を禁止する。本発明は、組織にＲＦエネルギを送る機能は、構造体のエッジに対する金属の距離に依存するという発明者の認識に基づいている。特定のプロシージャにおいて、一方または両方のエッジに沿ったＲＦ切断を禁止しながら、遠位端からはＲＦエネルギを送達することが好ましいかもしれない。

したがって、本発明の第２の局面に従い、生体組織に、第１の周波数を有する無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギと第１の周波数より高い第２の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギとを与えるための電気手術切除器具が提供される。この器具は、第１表面上に第１の導電層を有し、第１の表面と反対の第２の表面上に第２の導電層を有する第１の誘電材料からなる平面状本体を含む器具先端部と、内側導体、内側導体と同軸の外側導体、および外側導体および内側導体を分離する第２の誘電材料からなる同軸供給ケーブルとを備える。同軸供給ケーブルは同時にまたは別個に、第１の周波数を有するＲＦ信号および第２の周波数を有するマイクロ波信号を搬送する。内側導体は第１の導電層に電気的に接続され、外側導体は第２の導電層に電気的に接続されて、器具先端部がＲＦ信号およびマイクロ波信号を受け取ことができるようにする。第１および第２の導電層は、電導によってＲＦ信号に対応するＲＦ ＥＭ放射を搬送するために、能動および帰還電極として、ならびに受取ったマイクロ波信号に対応するマイクロ波ＥＭ放射を送るために、アンテナとして働くよう配置され、第１および第２の導電層は、組織切断を行なうのが望まれている、平面状本体のエッジに沿ったＲＦ切断部分以外は、平面状本体のエッジから後退され得る。

本発明のこの局面は、第１および第２の周波数の信号に対して、ＲＦ信号およびマイクロ波信号の生成装置によって異なって「見られる」器具の機能を利用している。第１の周波数において、器具先端部は平行板キャパシタとしてモデル化され得る。ＲＦ信号によって発生した第１および第２の導電層間の電場は、第１および第２の導電層のエッジを平面状本体の側部エッジから後退させることにより、実質的に平面状本体（第１の誘電材料）で含まれ得る。ＲＦ切断を行なうために、場が平面状本体の外に延在することが望ましい。本発明において、これは第１および第２の導電層のエッジを、ＲＦ切断部として示される領域において平面状本体の側部エッジまで延在させることにより可能となる。これは平面状本体の側部において１つの側部エッジであることが好ましい。第１および第２の導電層は、遠位エッジからおよびＲＦ切断部と反対側の側部エッジから後退され得る。

他方では、第２の周波数において、器具先端部は平行板伝送線路としてモデル化することができ、誘電材料を表わす平面状本体が２枚の導電プレートを分離する。この場合、マイクロ波周波数ＥＭエネルギの放射パターンは、平面状本体の全体の形状およびマイクロ波供給構造体に依存する。この特定の事例では、同軸供給線（中央導体）と上部導電層の間の近位端でのギャップは、源からのマイクロ波エネルギがインピーダンスの点において、組織によって示される負荷インピーダンスと整合するのを確実にするために、重要な役割を果たす。既知のシミュレーションツールを用いて、どのエッジからマイクロ波周波数ＥＭエネルギを放射するかを制御するために、モデル化することができる。たとえば、器具先端部は、平面状本体の遠位エッジからのマイクロ波ＥＭ放射を禁止するよう構成され得る。

ＲＦ切断部を有する平面状本体の側部エッジは、組織の除去を促進するためにかぎ状の形を有してもよい。さらに、外科医がよりよく制御できるよう、組織を引っ張る機能も与える。かぎ形状は実質的に近位に対向する組織係合部を含み得る。かぎ状部分は滑らかなカーブを含み得る。ＲＦ切断部は、実質的に近位に対向する組織係合部より平面状本体の遠位端と離れている、すなわち、かぎ形状の内側にある。

当該器具は液体（たとえば生理食塩水）を器具先端部に送達するための流体供給導管を含むことができる。流体供給導管は平面状本体の遠位端に隣接して出口を有し、液体を生体組織に導入する。

流体供給は、上記の平面状構造の下側に装着される、材料の湾曲したまたは凸状部に統合され得る。曲率半径は、手術の際腸の壁に穴を開けないことを確実にするよう選択される。すなわち湾曲した形状は、穴開けが起こり得る態様で装置が腸の壁内に入り込むことを防止する。供給チューブは湾曲した部分の近位端部において、すなわちマイクロ波／ＲＦエネルギ送達ケーブルが構造体に入る地点近くにおいて、外径が０．６ｍｍ未満、たとえば０．４ｍｍである針の構造体で終端し得る。針は近位端（流体を管内に導入するために用いられる注射器に取付けられ得る）における流体供給管の動きにより、または１本以上の制御線を用いることにより、進行または後退し得る。第１の局面と同様に、同軸供給ケーブルおよび流体供給導管は、共通キャリアチューブにおいて器具先端体に送ることができる。共通のキャリアチューブは、制御線を器具先端体に送るための１つ以上の付加的ボアを含み得る。上記のように、共通キャリアチューブの直径は好ましくは２．５ｍｍ未満であり、内視鏡の器具チャネルに嵌合し得る。

流体供給導管は、平面状本体内に形成される中空通路を含むことができ、出口は平面状本体の遠位端における穴であり得る。流体供給導管は、同軸供給ケーブルの横側に沿って器具先端部に走る、１ｍｍ未満の外径を有する柔軟なチューブを含むことができ（これは１．２ｍｍの外側導体直径を有するマイクロ波ケーブル（たとえば、Sucoform ４７）であり得る）。

器具は器具先端部用の引っ込み可能カバーを含むことができ、器具先端部がカバーされると、当該器具は流体を生体組織内に侵襲的に導入するための組織貫通構成を取り、器具先端部が露出すると、器具はＲＦ ＥＭ放射、および／またはマイクロ波ＥＭ放射を出すための組織処置構成を取る。カバーは器具先端部上に（たとえば、同軸ケーブルの横に延在する案内ワイヤによって）押すことができる円錐体の形を取り得る。

器具先端部は、平面状本体の側部エッジ間の方向に湾曲し得る。たとえば、スプーン状の形を取り得る。器具先端部底面で湾曲している（または凸状であり）、構造体の近位端から遠位端に向かって上方向に湾曲し得る。

本発明の上記の第１の局面の特徴は、本発明の第２の局面にも当てはまる。
両方の局面の展開において、器具先端部は、装置オペレータの制御下で回転可能である。一実施の形態において、回転は共通キャリアチューブを内視鏡の器具チャネル内において、たとえば適切なハンドルまたは制御ノブおよび取手を用いることによって、回転できる。別の実施の形態において、器具先端体は共通キャリアチューブに対してたとえば±９０°回転できる回転可能プレート上に取付けることができる。この配置では、同軸供給ケーブルおよび流体供給ケーブルは、回転の際の第１の誘電体の動きに対応するよう柔軟であり得る。回転可能プレートは、１対の制御ワイヤによって回転でき、各々の制御ワイヤはプレートに係合する回動レバーを動作させる。

ここでは、第１の周波数は、１０ｋＨｚから３００ＭＨｚの範囲の安定した固定周波数であり、第２の周波数は３００ＭＨｚから１００ＧＨｚの範囲の安定した固定周波数であり得る。第１の周波数は、エネルギが神経刺激を引起さないよう十分に高く、かつエネルギが組織ブランチングまたは不必要な熱的マージンもしくは損傷を組織構造に与えないよう十分に低くなければならない。第１のエネルギ源用の好ましいスポット周波数は、１００ｋＨｚ、２５０ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、１ＭＨｚ、および５ＭＨｚのいずれか１つ以上を含む。第２のエネルギ源の好ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、および２４ＧＨｚを含む。

図面の簡単な説明
本発明の実施の形態は添付の図面を参照して以下に詳細に説明される。

本発明を理解するのに有用であり得る、器具の上面斜視図である。 図１に示される器具の底面斜視図である。 オープンな外科手術プロシージャを行なうのに適する本発明の一実施の形態である、鈍いブレード電気手術切除器具の概略図である。 本発明の一実施の形態である、図１および図２に示される複数の放射ブレードを併せた電気手術切除器具を示す図である。 本発明の別の実施の形態である、図１および図２に示される複数の放射ブレードを併せた電気手術切除器具を示す図である。 本発明の一実施の形態である、腹腔鏡型の電気手術切除器具の概略図である。 本発明の一実施の形態である、同軸構造を有する電気手術切除器具の断面図である。 本発明の別の実施の形態である、同軸構造を有する電気手術切除器具の断面図である。 本発明の一実施の形態である、電気手術切除器具の中空平行板の概略図である。 図８に示される器具の器具先端部の概略図である。 本発明の一実施の形態である、電気手術切除器具の閉じた平行板の概略図である。 図１０に示される器具の器具先端部の背面概略図であって、器具先端での気体およびＲＦ／マイクロ波エネルギ供給および層の相対的厚さを示す図である。 胃腸のプロシージャで使用するのに適する本発明の一実施の形態である、電気手術切除器具を通る概略断面図である。 図１２に示される器具の部器具先端の概略平面図である。 図１３に示される器具先端部のかぎ状部分を通る概略断面図である。 本発明の一実施の形態である、電気手術器具を含む完全な電気手術アセンブリの概略図である。 図１５に示される電気手術器具を通る概略断面図である。 本発明で使用するのに適する共通キャリアチューブの遠位端の概略側面図である。 本発明で使用するのに適する、第１の共通キャリアチューブを通る概略断面図である。 本発明で使用するのに適する、第２の共通キャリアチューブを通る概略断面図である。 流体供給導管および同軸供給ケーブルを送る、図１８の共通キャリアチューブを通る概略断面図である。 共通キャリアチューブに接続される、本発明の一実施の形態である、電気手術器具の概略側面図である。 本発明の一実施の形態で使用するためのロテータノブの側部および端部の図である。 共通キャリアチューブに接続される、本発明の一実施の形態である回転可能電気手術器具の概略側面図である。 図２３に示される器具で用いられる回転機構を示す概略図である。 図２３に示される器具と用いる共通キャリアチューブを通る概略断面図である。

詳細な説明；付加的オプションおよび好み
上記のように、本明細書は、２００９年７月２０日に出願された本出願人の前の英国特許出願第０９１２５７６．６号に記載されている概念の展開したものに関連し、ここに引用により援用される。英国特許出願第０９１２５７６．６号は、ヘラの形をした電気手術器具を記載しており、対向する表面上に第１および第２の導電層を有する第１の誘電材料の板からなる、マイクロ波エネルギを運ぶ平面伝送線路を含む。平面伝送線路は、マイクロ波エネルギを平面伝送線路に送達するよう配置されている同軸ケーブルに接続されている。同軸ケーブルは、内側導体、内側導体と同軸の外側導体、および外側導体および内側導体を分離する第２の誘電材料を含む。内側導体および外側導体は、伝送線路の対向する面と重畳するよう、接続界面において第２の誘電体を越えて延在し、それぞれ第１の導電層および第２の導電層を電気的に接続する。第１の導電層は同軸ケーブルに当接する伝送線路の端部から離れており、外側導体を第１の導電層と電気的に分離し、そのギャップの距離はマイクロ波源から送られるエネルギのインピーダンスを、生体組織のインピーダンスと整合させることに係わり、第１および第２の導電層の幅は、伝送線路と同軸ケーブルとの間でインピーダンスを整合させることができるよう選択される。英国特許出願第０９１２５７６．６号に記載されているヘラの構成は、同軸供給線と端部の放射部分との間で所望な挿入損失を提供しながら、空気および生体組織に接触している場合のヘラのエッジに対して所望なリターンロス特性を提供する。より詳細には、構造での挿入損失は対象の周波数において、０．２ｄＢ未満であり得る。さらに、リターンロスは−３ｄＢ未満（よ
り負側）、好ましくは−１０ｄＢより低い。これらの特性は、同軸ケーブルと、伝送線路ヘラ構造との間の整合した接合を示し、マイクロ波パワーはヘラに有効に送られる。同様に、ヘラのエッジが空気または対象ではない生体組織にあたると、リターンロスは実質的に０であり得る（すなわち、自由空間または不所望の組織には非常に小さなパワーしか放たれない）。さらに、所望の生体組織と接触している場合、リターンロスは−３ｄＢ未満（より負側）、好ましくは−１０ｄＢである（すなわち、ヘラの大部分のパワーは組織に送られる）。英国特許出願第０９１２５７６．６号に記載されている器具は、マイクロ波エネルギを平面伝送線路のエッジから照射させて、局所的組織切除または凝固を引起す。

しかし、英国特許出願第０９１２５７６．６号は、上記のヘラがＲＦ切断部分を統合されていてもよいことを開示している。ＲＦ切断部分は、上記の第１および第２の導電層をＲＦエネルギ用の能動電極および帰還電極として用いることにより、形成することができる。この配置は、能動電極および帰還電極が互いに近接しているということを利用して、遠い帰還パッドを要することなく、または２つの電極間に高い導電性の液体、すなわち生理食塩水を要することなく、局所的組織切断動作を可能にするための優先的帰還経路を築き上げる。

この例では、ＲＦ切断部分は、平面伝送線路に結合されるＲＦ電圧源、高い周波数のマイクロ波エネルギが低周波数ＲＦエネルギ源に戻るのを防ぐためのローパスフィルタと、低い周波数ＲＦエネルギがより高い周波数マイクロ波エネルギ源に戻るのを防ぐハイパスフィルタとを含む周波数ダイプレクサ／デュプレクサユニット（または信号加算器）を備え得る。一例において、周波数ダイプレクサ／デュプレクサは、マイクロ波およびＲＦエネルギ源がジェネレータで合わせられ、１本のチャネル、たとえば同軸ケーブル、導波路アセンブリまたはツイストペアに沿ってヘラ構造体に送られるよう、用いることができる。ＲＦ切断エネルギは、単独で組織に送られ得る、またはマイクロ波エネルギと混合または加えられて、同時に送達されて、混合したモードの手術を設定することができる。

英国特許出願第０９１２５７６．６号に記載されているバイポーラアンテナ構造を有するヘラ構造の詳細な例は、図１および図２に示される。図１は、同軸ケーブル１０４に接続される０．６ｍｍ厚さの伝送線路１０２を有する器具１００を示す。当該器具は、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚおよび１４．５ＧＨｚで動作するのに適する。同軸ケーブル１０４は、内側導体１０６、外側導体１０８、ならびに内側導体１０６および外側導体１０８を分離する誘電材料１１０を含む。同軸導体１０４の遠位端において、内側導体１０６および外側導体１０８は誘電材料１１０から離れる方向に延在する突出部１１２および１１４を有する。伝送線路１０２は突出部１１２および１１４の間に挟持され、その近位端は同軸ケーブルの遠位端と当接する。内側導体の突出部１１２は、伝送線路１０２の上部導電層１１６と接するよう、かつ外側導体の突出部１１４は伝送線路１０２の下部導電層１１８と接するよう、配置されている。

上部導電層の近位エッジと同軸ケーブルの遠位端との間にギャップ１２０が設けられて、内側導体および外側導体間の短絡を防ぐ。このギャップの長さは、マイクロ波エネルギの源（ジェネレータ、伝送線路ケーブルおよび放射構造体）と生体組織との間のインピーダンス整合を定める。

プラスチックのチューブサポート１２２（便宜上透明に示されている）は、伝送線路１０２と同軸ケーブル１０４との間の接合上に取付けられる。チューブサポート１２２の内径は、同軸ケーブル１０４の外径よりも大きく、それによりケーブル上に嵌合できる。取り付け構造体１２４、たとえば接着剤などは、同軸ケーブル１０４とチューブサポート１２２との間に取付けられて、ケーブルを定位置に固定する。同様に、取り付けブロック１２６および１２８（たとえば接着剤）は伝送線路１０２とチューブサポート１２２との間
に取付けられて、伝送線路を定位置に固定する。

伝送線路は、ＴＲＦ−４１（誘電率４．１および損失正接０．００３５）の厚さ０．６１ｍｍのシート１３０を含み得る。同軸ケーブル１０４の外径は約２．２ｍｍであり、ピン径は０．５７４ｍｍである。マイクロ波性能を評価するために設定されたモデルで用いられる同軸ケーブル２８０は（Micro-Coax社の）ＵＴ ８５Ｃ−ＬＬである。

伝送線路１０２の導電層１１６および１１８はシート１３０の遠位端まで延在し、２．００２ｍｍの幅を有する。シート１３０の幅は２．６ｍｍである。

チューブサポート１２２は、内視鏡において滑りよい嵌合をもたらすために、外径が３．１ｍｍのポリプロピレンチューブであり、内径は２．６ｍｍである。これにより、壁厚さは約０．２５ｍｍとなる。材料および厚さは絶対的なものではなく、ナイロンもしくはポリエチレン、または他のいくつかのプラスチックを用いることができる。伝送線路のエッジは好ましくは面取りされて、器具が管の直径の真下に配置できるようになる。

チューブは伝送線路１０２の長さに沿って５ｍｍ走る。同軸ケーブルとの重なりはここでは５ｍｍであるが、必要に応じて長くすることができる。管は曲げられた内視鏡を通るだけ短くてもよい。この管の主要な目的は器具を支持し、臨床プロシージャが行なわれている際に内視鏡の端部において安定して保持することである。

取り付け構造体１２４および取り付けブロック１２６および１２８は、構造を機械的に合わせて保持できるものなら、ほとんどどのような材料から形成されてもよい。なぜならこの材料（複数もあり得る）は、器具のエッジおよび同軸のピンから離れている限り、装置の性能に影響しないからである。

上部導電層１１６および同軸ケーブルとの間のギャップ１２０は約０．５ｍｍである。この距離は、放射部（マイクロ波源の一部をなす）と生体組織との間で優れたインピーダンス整合を維持するためのものである。

器具の中心は、同軸ケーブルの中心から約０．５ｍｍ（０．５３ｍｍ）ずれている。外側管の軸は、器具の中心に対して約０．３ｍｍ上にあるが、コンポーネント上に嵌合し、コンポーネントを安定して保持するためにのみ必要である。

誘電体シート１３０は動作周波数（たとえば８ｍｍまたは２１ｍｍ）において波長のわずか４分の１または４分の３であることにより、定在波が器具のベース近くの支持プラスチックチューブと強く結合されない。理論的には、この長さは動作周波数において波長の４分の１の奇数倍であり得る。

図３は、本発明の一実施の形態である、電気手術切除器具２００を概略的に示す。器具２００は組織を凝固および切断するために用いることができる。当該器具は器具先端部２０２（たとえば、ヘラなど）を含み、生体組織２０６に結合される電磁場２０４を生成させることにより、前記組織を切断し、血液を失うことなく組織の部分（または臓器全部）を除去する。伝送線路２０８はマイクロ波およびＲＦエネルギを装置内に送る。ユーザは人間工学的に設計されたハンドル２１０を用いて装置を持ち、ハンドル２１０に組込まれたボタンスイッチ２１２を押すことにより装置を操作することができる。スイッチ２１２はＲＦおよびマイクロ波源を独立して能動化するために、または接触組織２０６の種類および状態に従い、一方または両方のエネルギ源を自動的に送達するよう装置を操作するために用いることができる。伝送線路ケーブル２１４の剛性部は、マイクロ波およびＲＦエネルギを手持ち部２１０から器具先端２０２に送るために用いられる。器具先端部２０２
はたとえばセラミックなどの単一の金属誘電材料からなる一体的本体として示され、たとえば図１２に示されるように、剛性伝送線路ケーブル２１４に接続される。しかし、以下に記載する器具先端部のいずれかを装置で用いることもできる。

図４Ａおよび図４Ｂは、開放外科手術切除器具の設計に用いられる器具先端部を示し、図１および図２を参照して記載したヘラ型器具を複数用いる。これらの器具は１つの基板に製造され、互いに隣接して配置されて、単一のブレードから得られるよりも長い放射エッジを有する複合構造体をもたらし、前記複合体構造の長さに沿って均一なＥＭエネルギを送ることができる。これらの実施の形態において、各ブレードから送られるＥＭエネルギの相は同じであり、かつこれは好ましいが、本発明は同相のエネルギ送達に限定されない。

図４Ａは共通の基板材２１８に製造される、互いに隣接して位置付けられる４つの放射ヘラ２１６を用いる配置を示し、基板材は石英または他の低損失のマイクロ波誘電材料であって、複合構造体の遠位放射エッジ２２０に沿って均一の場をもたらす。ヘラ自体は器具の遠位端にある生体組織負荷と十分整合するよう設計されている。ヘラを源に整合させるために、４分の１波長インピーダンストランスフォーマ２２２を用いて、同軸供給線２２４（これは上記の剛性伝送線路ケーブル２１４であり得る）の公称５０Ωであるインピーダンスを、平行に接続される４つの放射ヘラ２１６のインピーダンスと整合させる。ここに示される４分の１波長インピーダンストランスフォーマ２２２は、同軸伝送線路の一部分から形成され、そのインピーダンスは、同軸供給線２２４のインピーダンスＺ_Oを並
列接続される４つの放射ヘラ２１６のインピーダンスＺ_ｓｐに乗算した平方根に等しい。すなわち、トランスフォーマ２２２のインピーダンスＺ_T（単位Ω）は以下によって与え
られる：

前記インピーダンストランスフォーマ５０７の長さは、動作周波数において、波長の４分の１の奇数倍に等しい（構造体と空気または組織との間の相互作用を考慮して、４つの同軸的に配置される導体を分離する誘電材料の誘電率を入れている）。

本発明は４つの平行な放射ヘラの使用に限定されない。器具先端部には２つ以上が設けられてもよい。実際には、放射ヘラの基板を横に並んで接合する最も簡単な方法は、両導体にわたって（すなわち、基板の両表面上に）金属シムを結合することであり、これは幅わずか４倍の、かつ特性インピーダンスの約４分の１、すなわち約１２．５Ωの平行板伝送線路を形成する。個々のブレードの幅は約２．５ｍｍである。したがって、複合器具先端部の放射部分の幅は約１０ｍｍである。

図４Ｂは、等しい量のパワーが４つの放射ヘラ２１６に送られることを確実にするための代替の配置を示す。この配置において、３つの等しい相パワースプリッタ（または電力分配器）２２６、２２８、および２３０が用いられて、同軸供給線２２４の遠位端で得られるパワーを４つの等しい部分に分ける。放射ヘラ２１６に接続されるパワースプリッタ２２８および２３０は平衡カプラであってもよく、それにより整合していないパワー、すなわち器具先端部が組織に接触していないところでは、カプラの結合されていないポートに分岐される。示される配置では、第１の３ｄＢパワースプリッタ２２６は同軸供給線２２４によって送られるパワーを同相の２つの等しい部分に分け、このパワーをさらに２つのカプラまたは３ｄＢスプリッタ２２８および２３０に送り、パワーはさらに同相の４つ
の等しい部分に分けられる。４つの等しい大きさ／相の電力源は放射ヘラ２１６に送られて外科手術切除器具先端を形成し、その放射ブレード長さは４つの個々のヘラの合計に等しい。４つのヘラ２１６は好ましくは単一の基板または誘電材料２１８に製造される。この配置により、４つの放射ヘラ２１６は電気的に分離されるという利点を有し、これは放射部の長さに沿って発生する電場が全体的に均一であることを確実にする。

図５は腹腔鏡手術を行なうのに適する外科手術切除器具２３２を示す。当該器具はユーザの手で握ることができる手持ち部２３４を含む。マイクロ波周波数エネルギおよびＲＦエネルギは（図示されていない）ジェネレータから、同軸供給ケーブル２２４を介して手持ち部２３４に送られる。トリガ２３６が手持ち部２３４に設けられる。トリガ２３６を押すと、マイクロ波周波数エネルギおよび／またはＲＦエネルギが、中に同軸供給線が含まれるシャフト２４０を介して、器具先端部２３８に送られる。図に示される器具先端部２３８は、シャフト２４０内の同軸供給線に接続される、たとえばセラミックなどの金属誘電材料からなる一体的本体である。器具先端部２３８は以下の図１２に示されるよう構成されてもよい。しかし、ここに記載されている器具先端部のいずれをも用いることができる。器具先端部２３８で受取られたマイクロ波周波数エネルギおよびＲＦエネルギは場２４０をもたらし、生体組織２４２に結合されて前記組織を凝固および切断する。シャフト２４０の長さは２ｍほど、すなわち３．５ｍであってもよく、その直径は５ｍｍより小さく、２ｍｍより大きい。シャフト２４０は内視鏡装置で使用するのに適する柔軟な準剛性部材であり得る。この器具はキーホール手術に適し、これはカニューレを通して導入することも含む。

図６および図７は、２つの同軸器具構造体２５０および２５２を示し、構造体は生体組織を切断、凝固、切除および滅菌するために用いることができる。これら構造体の全体の直径は、１ｍｍ未満から５ｍｍを超える範囲にわたる。どちらの場合も、器具構造体２５０および２５２は近位端にコネクタ２５６を有する同軸供給線２５４を含み、（図示されていない）ジェネレータからのマイクロ波周波数エネルギおよびＲＦエネルギを柔軟な同軸ケーブル（図示されていない）を介して受取る。同軸供給線２５４は、適切な低損失誘電材料２６２によって、外側導体２６０と分離されている同軸の内側導体２５８を有する。誘電材料２６２は低密度ＰＴＦＥ、Gortex（登録商標）などのマイクロ多孔性材料であり得る。

本実施の形態において、内側導体２５８の遠位部は中空にされて、器具先端２６６および２６８に延在する通路２６４を形成する。内側導体２５８は、マイクロ波周波数で起こる導体の表皮効果を利用することによって中空にすることができる。導電材がＥＭ場に晒されると、移動する電荷によって引起される電流密度を受ける。金、銀および銅といった優れた導体では自由電荷の密度は無視でき、伝導電流は導電率により電場に比例し、変位電流は伝導電流に対して無視できるものである。このような導体内のＥＭ場の伝搬は拡散方程式によって支配され、この場合マックスウェルの方程式は低減する。伝導電流が変位電流に対して大きい良好な導体に有効である拡散方程式を解くことにより、場の振幅は材料の中で指数関数的に減衰することがわかり、減衰パラメータ（δ）は以下の式を用いて示される：

ここでδは表皮深さとして知られており、場が界面で有する値の１／e（約３７％）に
減少する材料内の距離に等しく、σは材料の導電率であり、μは材料の透磁率であり、ωはラジアン周波数または２πｆ（ｆは周波数）である。これから、表皮深さはマイクロ波エネルギの周波数が増加する場合に減少することがわかり、これはこの周波数の平方根に反比例するからである。さらに、導電率が増加すると減少する。すなわち、表皮深さは良好な導体内において、他のより導電性の低い材料よりも小さい。

図６および図７に示される構造体を実施するための、対象のマイクロ波周波数および対象の材料として、表皮深さは約１μｍである。したがって、ここに記載される同軸アプリケータの構成で用いられる内側導体２５８は、ほとんどのマイクロ波場を伝搬できるにはたった約５μｍの壁厚さしか必要ない。これは、構造体に沿って伝搬されるＥＭ波に変化をもたらすことなく、中空の中央導体を用いることができることを意味する。

流体供給入口２７０は同軸供給線２５４の側部を通って形成され、外部流体（気体または液体）の供給を通路２６４に連通させて、流体を器具先端部２６６および２６８に送達する。好ましくは、流体供給は、同軸伝送線路構造で生成された電磁場に影響しない。ＥＭ場が影響されない最適の供給点を決定するために、ＥＭモデリング化が行なわれる。一実施の形態において、気体は構造体の器具先端部２６６および２６８に送られる。

図６において、器具先端部２６６は通路用の出口２７２を含み、これにより気体は誘電材料２６２が取除かれた器具先端部２６６の内部に入ることを可能にし、プラズマ生成領域２７４を形成し得る。この特定の配置において、出口２７２は、プラズマ生成領域２７４内の内側導体２５８上に複数のスロットを含む。プラズマ生成領域２７４において、マイクロ波周波数ＥＭエネルギおよび／またはＲＦ場によって生成された電場は気体をイオン化して、同じ領域にプラズマを生成する。プラズマは熱または非熱であり、組織を滅菌するために、ＲＦ電流用の局所的帰還経路を提供するために、表面凝固をもたらすために、および／または組織切断を支援するために、用いることができる。プラズマは、最初はＲＦ周波数でのエネルギを用いてプラズマを着火するのに必要な電圧を印加することにより空洞に形成し、次にマイクロ波周波数でのエネルギを用いてプラズマを保持することができる。内側導体の外面と外側導体の内面との間の距離が非常に小さい場合、すなわち１ｍｍより小さい場合、マイクロ波場を用いてプラズマを発火および維持することができる。同様に、滅菌用の非熱プラズマならびに表面凝固および／または組織切断用の熱プラズマの両方を生成するのにＲＦ場を使用するだけでよいこともある。

器具先端部２６６の内側導体２５８の遠位端２７６は固体の鋭利な先端部であり、小さい径、すなわち０．５ｍｍ以下の径を有する鋭い針の形を取ることができ、組織切断を行なう場合に特に有用であり得る。プラズマ生成領域２７４の遠位端２７７は開いており、プラズマが器具の外に送り出されるのを可能にする。

遠位端で短絡され、かつ近位端が開放している第３の同軸導体を含む４分の１波長（またはその奇数倍）のバラン２７８は、構造体に接続されて、マイクロ波電流が外側導体２６０に沿って同軸供給線２５４に戻ることを防ぐ。防止されなければ、同軸供給線２５４の外面と接触している組織が加熱されてしまう、またはマイクロ波エネルギのプロファイルを非最適にしてしまう、または不所望な地域もしくは領域の凝固をもたらしてしまう。

気体の組成およびその流量ならびに送達プロファイルは、供給されたＲＦ ＥＭエネルギおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギのパワーレベルおよびプロファイルとともに、当該器具のプラズマ生成領域で発生して生体組織に送られるプラズマの種類を決定する。

図７の器具２５２は、図６に示される器具と同様の器具先端構造を有するが、外側導体２６０はより長く続いて、器具先端部２６８の内側導体２５８の遠位端２７６により近く
で終わる。ここでは、外側導体２６０は器具先端部２６８の遠位端において尖った円錐の形を取る。外側導体の傾斜は、固体の尖っている部分の傾斜と同じ角度であってもよい。プラズマのジェットは、内側導体２５８をこの領域において外側領域２６０と分離する小さいギャップ２８０を通って放出できる。

器具先端部は、気体の最初の電離放出または崩壊が、外側導体２６０の遠位端と内側導体２５８の固体鋭利先端部との間で起こるよう配置され得る。固体の鋭利先端は円錐形状であってもよく、これはアプリケータを複数の組織層を通して処置部位に、すなわち経皮的挿入のため案内する必要がある、またはアプリケータの直径と同じような直径を有するチャネル、すなわち外科手術で用いる内視鏡の器具チャネルに、アプリケータを嵌合させなければならない場合の臨床プロシージャで用いるのに好ましい構造である。

図８は、組織切断用のＲＦエネルギ、および組織凝固／切除用のマイクロ波エネルギを生成／放出するために、または滅菌、表面凝固／切除、組織切断用に、もしくはＲＦ電流が流れる（それ自体はＲＦおよび／またはマイクロ波エネルギで生成される）ように優先的帰還経路を与えるための熱的／非熱的プラズマを生成／放出するために、用いることができる、別の器具構造２８２を示す。この構造は中空の平行板伝送線路を備える器具先端部２８３を有し、上部導電性（たとえば金属製）プレート２８４（ここではわかりやすくするために透明であると示される）、下部導電性（たとえば金属製）プレート２８６、非導電性側部分離プレート２８８、同軸供給線２２４および気体供給ケーブル２９２が装着できるよう開口を有する非導電性近位端カバー２９０、および熱または非熱プラズマが放出できるようスロットまたはアパーチャ２９６を有する非導電性遠位端カバー２９４を含む。上部プレート２８４と下部プレート２８６との間の分離距離は１ｍｍ未満であり得る。プレート間の領域は、空気、気体供給２９２からの気体（または混合気体）、液体またはプラズマ２９８で充填されてもよい。プラズマ２９８は上部プレート２８４および下部プレート２８６間で生成される電場によって発生でき、上部プレート２８４および下部プレート２８６は同軸供給線２２４の内側導体および外側導体にそれぞれ接続される。電場はＲＦ場またはマイクロ波場であってもよく、さらに両方が構造体に同時にまたは別々に送達され得る。器具先端部２８３は、ＲＦおよび／またはマイクロ波周波数エネルギジェネレータの源から数メートル離れて配置され得る。

図９は、図８に示される器具先端部２８３と同様の器具先端部３００をより詳細に示す。共通の特徴には同じ参照符号が与えられており、その説明は繰返されない。本実施の形態は、器具先端部３００内に２つの付加的材料層を含む。これら誘電材料の層３０４および３０６は、それぞれ上部導電性プレート２８４および下部導電性プレート２８６の内側表面上に形成され、電場を集中させるために、または器具先端部３００の壁によって囲まれる空間内（すなわちプラズマ生成領域）内でのプラズマの生成を支援するために用いることができる。誘電材料の層３０４および３０６は、プラズマを生成することなく局所的帰還経路を与えることができるよう、石英または高い誘電率（または非誘電率）を有する他の適切な誘電材料からなり得る。

誘電体層３０４および３０６はそれぞれ導電性プレート２８４および２８６と入れ換えることができる。たとえば、器具先端部３００の上表面および下表面は、内側表面にメタライゼーション層を有する誘電材料からなり得る。この構成では、誘電材料はメタライゼーション層を支持する働きをなし、回路の電気的動作に係わらない。２つの電極またはメタライゼーション層間に誘電材料を１枚の層として設けることは、電場を集中させ、かつプラズマを生成する必要がなく局所的帰還経路を形成する助けとなる。この配置において、気体供給管３０２は、側部壁２８８にあるアパーチャを介して器具先端部３００に入る。

図１０は中空（すなわち気体が充填されている）平行板伝送線路に基づく本発明の別の実施の形態を示す。本実施の形態において、器具先端部３０８は閉じている。すなわち、気体またはプラズマはそこから放出されない。代わりに、別の気体管３１０が設けられて、気体が気体供給部に戻され、リサイクルされ、または放出されることを可能にする。他の態様では、本構造は図８に示される器具先端部２８２と類似しており、共通の特徴には同じ参照符号が与えられ、その説明は繰返されない。

さらに、本構造は、プラズマ生成領域の大きさを減少させるために、かつ構造の容量を有効に制御するために、上部導電性プレート２８４および下部導電性プレート２８６間に延在する有限の厚さを有する誘電材料の層（図示されていない）をも含む。固定誘電材料によって占められる面積がА_１であり、気体（またはプラズマ）が利用可能な面積がА₂
で、固定材料の誘電率がε₁であり、２枚のプレート間の開放空間を満たす材料の誘電率
がε₂であり、および２枚のプレート間の分離距離がｄであるのなら、２つの領域によっ
て形成される容量は平行であるので、合計容量Ｃ_Tは以下のように表わすことができる：

平行板キャパシタの抵抗が非常に高い、すなわち１０ＭΩのリーク抵抗であるとして、構造のインピーダンスはほぼ容量性リアクタンスＸ_Cであり、これは以下のように表わす
ことができる：

ここでｆは動作周波数である。
これは、空気、気体、またはプラズマによって囲まれる領域が、固定値の誘電材料によって囲まれる領域よりもはるかに小さく、かつ前記材料の誘電率（または比誘電率）が高い、すなわち４以上であり、２枚のプレート間の距離が小さい、すなわち１ｍｍ未満であるのなら、必要な導電経路を与えるために２枚のプレートの間にプラズマを要することなく、必要なＲＦ電流の局所的帰還経路を提供できることを意味する。

さらに、気体／空気がイオン化され、プラズマが形成された場合に、全体の構造の容量またはインピーダンスは著しく変化しないことを意味する。これは、非熱または熱プラズマが、組織滅菌、表面凝固または組織切断のために構造内で生成できる一方で、構造内にプラズマがなくても組織切断および凝固を行なうために、組織にＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギを送達する支援のために本構造体を用いることができることを意味する。装置が組織切断を行なうことができるようＲＦエネルギを組織に送る場合に、局所的帰還経路を与えるのに必要なプラズマを保持するのに、マイクロ波場を構造に与える必要がないという点で有利である。

図１１は、図１０に示されているものと同様の、別の閉じた器具先端部３０９を示す。共通の特徴には同じ参照符号が与えられ、その説明は繰返されない。本実施の形態において、上部導電層２８４および下部導電層２８６は、図９を参照して前に述べた態様と同様にそれぞれ誘電体層３１２および３１４上に形成されるメタライゼーション層である。さらに、図１１は気体用の入口３１６および出口３１８と、ＲＦおよびマイクロ波エネルギ
を器具先端部に送る同軸供給線（図示されていない）用の終端接続点３２０とを示す。終端接続点３２０は、同軸供給線の内側導体を上部メタライゼーション層２８４に接続するためのコネクタ３２２と、同軸供給線の外側導体を下部メタライゼーション層２８６に接続するためのコネクタ３２４とを含む。

図１１は器具先端部で用いられる層の厚さをも示す。メタライゼーション層２８４および２８６はｍの厚さを有し、一般に最も薄い層である。誘電体層３１２および３１４の各々はｔの厚さを有する。誘電体層３１２および３１４間の分離（ギャップ）の高さはｇであり、一般に最も厚い層である。器具先端部の全体の高さ（すなわち、２ｍ＋２ｔ＋ｇ）は好ましくは２ｍｍ未満であり、１ｍｍより小さくてもよい。層の相対的大きさは以下の関係に従う：
ｍ＜ｔ
ｍ＜＜ｇ
ｔ＜ｇ
図６から図１１を参照した上記の器具構造体に伴っていくつかの動作モードがあり、マイクロ波エネルギ、ＲＦエネルギおよび気体の任意の組合せを別個にまたは組合せて器具先端部に選択的に与えることができる。可能な動作モードは以下のとおりである：
−ＲＦ信号のみ（生体組織切断用）。ＲＦ電流用の局所的帰還経路は、バイポーラ放出構造の適切な構成、すなわち適切な誘電率を有する誘電材料の薄い層により、器具先端部内に設けることができる。

−ＲＦ信号および気体（生体組織切断用）。ＲＦ ＥＭエネルギは気体とともに用いて熱プラズマを生成することができ、これを用いて生体組織を切断することができる。

−ＲＦ信号および気体（組織滅菌用）。ＲＦ ＥＭエネルギは気体とともに用いて非熱プラズマを生成することができ、これを用いて生体組織を滅菌することができる。滅菌は、組織を切断するためにＲＦエネルギが用いられるのと同時に起こり得る。

−ＲＦ信号および気体（表面凝固または切除用）。ＲＦ ＥＭエネルギは気体とともに用いて熱プラズマを生成することができ、これを用いて組織表面凝固または切除を行なうことができる。

−マイクロ波信号のみ（凝固または切除用）。器具先端部は、アンテナとして働いてマイクロ波周波数ＥＭエネルギを組織内に放出して、凝固および／または切除を行なうことができる。

−マイクロ波信号および気体（生体組織切断用）。マイクロ波周波数ＥＭエネルギを気体とともに用いて、熱プラズマを生成し、これを用いて生体組織を切断することができる。

−マイクロ波信号および気体（組織滅菌用）。マイクロ波周波数ＥＭエネルギを気体とともに用いて、非熱プラズマを生成し、これを用いて生体組織を滅菌することができる。滅菌は、凝固および／または切除を行なうためにマイクロ波周波数ＥＭエネルギが用いられるのと同時に起こり得る。

−マイクロ波信号および気体（凝固または切除用）。マイクロ波周波数ＥＭエネルギを気体とともに用いて、熱プラズマを生成し、これを用いて表面凝固または切除を行なうことができる。

−ＲＦ信号およびマイクロ波信号（凝固または切除用）。ＲＦ信号は、組織切除または
凝固でのマイクロ波エネルギを支援するために用いることができる。

−ＲＦ信号、マイクロ波信号および気体（生体組織切断用）。ＲＦ ＥＭエネルギおよびマイクロ波周波数ＥＭエネルギを気体とともに用いて、熱プラズマを生成し、これを用いて組織を切断することができる。

−ＲＦ信号、マイクロ波信号および気体（組織滅菌用）。ＲＦ ＥＭエネルギおよびマイクロ波周波数ＥＭエネルギを気体とともに用いて、非熱プラズマを生成し、これを用いて組織を滅菌することができる。

−ＲＦ信号、マイクロ波信号および気体（凝固または切除用）。ＲＦ ＥＭエネルギおよびマイクロ波周波数ＥＭエネルギを気体とともに用いて、熱プラズマを生成し、これを用いて表面凝固または切除を行なうことができる。

マイクロ波および／またはＲＦ源を調整することにより、または気体、混合気体、または気体供給プロファイルの流量を変えることにより、装置を熱送達および非熱プラズマとの間で切換えることができる。

ＲＦエネルギは組織を切断するために用いることができ、ＲＦエネルギおよび／またはマイクロ波エネルギを用いることによって生成されたプラズマを用いて、組織を切断するのに必要なＲＦ電流用の局所的帰還経路を与えることができる。

マイクロ波エネルギおよびＲＦエネルギは同時に構造体に与えることができ、ＲＦエネルギは組織を切断するために用いられ、マイクロ波エネルギは切断処理の際に用いられるＲＦ電流用の優先的経路を形成するために用いられるプラズマを保持するために用いることができる。

図１２から図１４は、胃腸プロシージャで用いるのに特に適する、本発明の一実施の形態である電気手術器具３３０を示す。器具３３０は同軸供給線３３２を備え、誘電材料３３８によって外側導体３３６と分離されかつ同軸である内側導体３３４を有する。器具先端部３４０は、同軸供給線３３２の遠位端に接続される。コネクタ３４２は同軸ケーブルの近位端に接続されて、源から（たとえば、可撓性同軸ケーブルを介して）ＲＦ ＥＭエネルギおよびマイクロ波周波数ＥＭエネルギを受取る。

器具先端部３４０は、２つの別個のメタライゼーション層を有する誘電材料（たとえば、低損失Dynallox（登録商標）アルミナ）の単一体である。同軸供給線３３２の内側導体３３４は同軸供給線３３２の遠位端を越えて器具先端部３４０の内部に延在する。ここから、メタライゼーション層の一方に電気的に接続される。同軸供給線３３２の外側導体３３６は他方のメタライゼーション層に接続される。器具先端部３４０はスリーブ３４４（たとえばステンレススチール）によって同軸金属線３３２に固定され、スリーブはクリンプされて固定タブ３４６を器具先端部３４０のセラミック体の対応するノッチ内に挿入する。スリーブ３４４の長さは、器具先端部３４０のインピーダンスを同軸供給線３３２のインピーダンスと整合できるよう選択できる。すなわち、調整スタブとして働くことができる。

メタライゼーション層３４８および３５０は、器具先端部３４０の側部面上に設けられる（図１４参照）。層はセラミックによって互いに分離され、上記の構造と同様に、有効に平面伝送線路を形成する。本実施の形態において、メタライゼーション層は、ＲＦ ＥＭ場を放出するのに所望な領域以外は、器具先端部の側部エッジおよび遠位エッジから後退している。図１２は第１のメタライゼーション層３４８を概略的に示し、この層は底辺
エッジに沿った領域以外は、器具先端部のエッジからわずかに後退している。

本実施の形態において、器具先端部３４０はかぎ形状を有し、器具先端部３４０の一方のエッジは内側および外側に湾曲している、すなわち凹所を規定する。凹所は組織除去を促進するための、たとえば組織が処置部位から引っ張られる、すくい取られる、または削り取られるための、実質的に近位に対向する面を含み得る。第１のメタライゼーション層３４８が延在する底エッジ（ＲＦ切断領域）に沿った領域は、凹所の内側にある。

ＲＦおよびマイクロ波エネルギを送達するために、スリーブ３４４から延在する器具先端部３４０の長さは、３ｍｍおよび８ｍｍの間、好ましくは４ｍｍであり得る。器具先端部の幅は、同軸供給線の直径と類似し得る、たとえば１．１ｍｍおよび１．８ｍｍの間、好ましくは１．２ｍｍである。器具先端部３４０の遠位部分の厚さは、０．２ｍｍおよび０．５ｍｍの間、好ましくは０．３ｍｍであり得る（図１４参照）。

当該器具の遠位部の一般的な形状は、スプーン状またはスコップ状であり、その半径は処置が行なわれる器官（たとえば腸）の内側領域と一致する。たとえば、示される湾曲した配置は、ポリープの下に入りそれをすくい出すのに適し得る。

図１３は器具先端部３４０の平面図である。遠位端は面取りされている。図１４は図１３の線Ａ−Ａに沿って取られた断面図であり、器具先端部３４０の湾曲した性質を示す。

器具３３０は腸内にある際には回転可能である。これは図２２から図２５を参照して以下で記載する機構のいずれかを用いることによって行なうことができる。

当該器具は液体（たとえば生理食塩水）注入機能を与えるための流体供給導管（図示されていない）を組込んでもよい。たとえば、生理食塩水は、図６および図７に示される実施の形態と同様の態様で、同軸供給線の内側導体に沿って導入され、器具先端部３４０に形成されるアパーチャから出力される。代替的に、別の流体供給導管を同軸供給線に沿って取付けることができる。統合された器具および生理食塩水アプリケータの概念は、腸の壁から茎を持たない無茎性ポリープを除去するのに特に有用であり得る。このプロシージャでは、腸の壁（サブ粘膜層）に生理食塩水（または他の流体）を注入することにより、ポリープを除去する際のバリアを設ける（ここで与えられるＲＦまたはマイクロ波ＥＭエネルギは排他的に消散される）。この方法は、エネルギが腸の壁内に深く送られて穴を開けるリスクを減らし、さらに病変組織が損なわれないで除去でき、その病変組織に組織学を行なうことができるという利点を有する。

上記の流体送達機能を有する器具であって、腸のポリープを処置するための器具は、以下のいずれかの動作を行なうことができる：
−流体（生理食塩水など）を注入して腸の壁を膨らませ、腸に穴を開けるリスクを減らす。ＲＦおよび／またはマイクロ波エネルギを送る器具と同じ器具を用いて流体を送達できるのは有利である。なぜなら、別の器具を領域内に挿入すると、流体が染み出ることによって収縮が起こり得るからである。収縮は処置の際にも起こり得る。同じ処置構造体を用いて流体を導入できることにより、収縮が起こるとすぐにその高さを上げることができる。

−流体を注入して腸を洗浄する。同じ器具を用いて流体（水、生理食塩水など）を腸内に注入し、腸内に残る廃棄物を除去して、処置の際の視認性を向上させる。

−ＲＦエネルギを与えてポリープを切断する。
−マイクロ波ＥＭエネルギを与えて血液を凝固させ、過度の出血を防ぐ、または血液の
損失を食い止める（これも視認性を向上させる）。

−マイクロ波ＥＭエネルギを与えて組織を切除する。癌状のポリープは切除により破壊する、またはポリープ除去後に残っている癌状の組織を破壊することができる。

同じ処置構造体を用いて流体を注入できる機能は、患者に対するリスク、すなわち感染のリスクを減少させ、臨床プロシージャ全体が相対的に短い時間で行なわれることを可能にする。

処置の際、ＲＦまたはマイクロ波エネルギが与えられるときに流体供給部を引っ込めさせる必要があるかもしれない。このため、流体が必要な場合には円錐体を器具先端部から押出し、流体が必要でない場合には、円錐体は流体供給導管から引戻され得る。円錐体（または他の適切な引っ込み可能カバー）は、アセンブリに沿って走る１本以上の案内線によって制御できる、または流体供給導管の長手方向の動きによって制御することができる。

図１５は電気手術装置４００の概略側面図を示し、ここで本発明の一実施の形態である電気手術器具４０２を用いることができる。装置４００は、共通のキャリアチューブ４０４を備え、これは近位端にある接合エレメント４１０において同軸ケーブル４０６および流体供給導管４０８を受入れ、さらにこれらを遠位端において器具４０２に搬送する。同軸ケーブル４０６は、クイックリリースコネクタ４１２を介して、ＲＦ／マイクロ波エネルギジェネレータ（図示されていない）に接続される。本実施の形態において、流体供給導管４０８は注射器（図示されていない）から生理食塩水溶液を受入れるよう配置されている。共通キャリアチューブ４０４上に回転ノブ４１４が設けられて、内視鏡の器具チャネル内に装着された場合に、回転できるようになる。この構造は、以下で図２２を参照してより詳細に説明される。

器具４０２自体は、図１６において詳細に示されている。器具先端部本体は、上部および下部面上にメタライゼーション層を有する誘電体ブロック４１６を含み、これは図１および図２を参照して記載した配置に類似している。同軸ケーブル４０６の内側導体４１８は、同軸ケーブル４０６の遠位端から突出し、上部のメタライゼーション層（第１の導電性エレメント）に（たとえばはんだを用いて）電気的に接合される。同軸ケーブル４０６の外側導体は、編組終端部４２０によって下部メタライゼーション層（第２の導電性エレメント）に電気的に結合される。編組終端部４２０は、外側導体に電気的に接合される管状部と、誘電体ブロック４１６の下で嵌合し、かつ下部メタライゼーション層に電気的に接続される遠位方向に延在するプレート部とを含む。

本実施の形態において、誘電材料４２２の整形片は、誘電体ブロック４１６の下表面に装着される。これは、下部メタライゼーション層に固定されてもよい。誘電材料４２２の整形片は、断面において、その下部表面が、誘電体ブロック４１６のエッジ間の円の弦を規定するよう湾曲している。長手方向において、誘電材料４２２の整形片は、一定の断面を有する近位部と、下側が誘電体ブロック４１６の方に徐々に先細り（たとえば、湾曲した態様）となる遠位部とを含む。

本実施の形態において、流体供給導管４０８は針４２４（たとえば、皮下注射針）で終端し、その外径は流体供給導管４０８よりも小さく、生体組織を貫通するための鋭い先端で終端する。針４２４は誘電材料４２２の整形片を通る長手方向のボア穴４２６内に保持される。誘電体ブロック４１６に対する流体供給導管４０８の長手方向の動きは、針４２４が伸びたり、器具先端部から引っ込んだりすることを可能にする。

図１７は、流体供給導管４０８、同軸ケーブル４０６および共通キャリアチューブ４０４間の関係を示す。共通キャリアチューブ４０８は可撓性のチューブであり、内視鏡内に挿入して、動くことができる。第１の長手方向キャビティ４２８は共通キャリアチューブ４０４内に形成されて、流体供給導管４０８を保持し、それ自体は生理食塩水や他の適切な流体を処置部位に搬送するための通路４３０を有する。流体供給導管４０８は、矢印４３４で示されるように、第１の長手方向キャビティ４２８に沿って自由に長手方向に移動する。第２の長手方向キャビティ４３２は、同軸供給ケーブル４０６を保持するために、共通キャリア管４０４内に形成される。

図１８から図２０は、共通キャリアチューブのさまざまな例による断面図を示す。図１８は、空の状態の第１の例を示す。共通キャリアチューブ４０４は固体の円筒状ブロック材であり、流体供給導管用の第１の長手方向キャビティ４２８と、同軸ケーブル用の第２の長手方向キャビティ４３２とが形成される。この例のキャビティの断面は円形であり、これにより図２０に示されるように、流体供給導管４０８および同軸供給ケーブル４０６はきっちりと嵌合する。この例では、第１の長手方向キャビティ４２８の直径は、第２の長手方向キャビティ４３２の直径よりも小さい。たとえば、第１の長手方向キャビティ４２８の直径は０．８ｍｍであり、第２の長手方向キャビティ４３２の直径は１．３ｍｍである。共通キャリアチューブ４０４自体の直径は２．５ｍｍ以下であり、内視鏡の器具チャネル内に入る。

図１９は第２の実施例を示し、流体供給導管用の第１の長手方向キャビティ４２８は円形ではない。この場合の第１の長手方向キャビティ４２８はＣ字型の断面を有し、このおかげでより大きい断面面積が与えられる。この形状は、キャビティ自体が流体供給導管を形成する場合に用いることができる。すなわち、流体を運ぶためのさらなる管を含まない場合に用いることができる。

図２０の実施例は、第１の長手方向キャビティ４２８および第２の長手方向キャビティ４３２が中に流体供給導管４０８および同軸供給ケーブル４０６を有する共通キャリアチューブ４０４を示す。第２の長手方向キャビティ４３２の直径は、編組終端部４２０が同軸供給ケーブル４０６の外面上に収納できるよう選択されている。

図２１は、図１５に示される装置の遠位端を示し、これは共通キャリアチューブ４０４の遠位端から器具４０２の先端にある。この実施例では、流体供給導管４０８および同軸供給ケーブル４０６は、器具先端本体に到達する前に、短い距離だけ共通キャリアチューブ４０４から出ている。この特徴は、流体供給導管４０８および同軸供給ケーブル４０６の柔軟性と併せて、器具先端本体（およびそれにより、切断および／または放射エッジ）が、処置部位において操作、たとえば、回転できるようにする。流体供給導管４０８および同軸供給ケーブル４０６の露出した部分は、適切な剛性シース４３６によって保護され、これは共通キャリアチューブ４０４に固定される。

図２２は、器具先端本体を回転させるための第１の機構を示す。ここでは、共通キャリアチューブ４０４の外面は、内視鏡器具チャネルの内側面に対する滑りをよくするために滑らかにされている。回転ノブ４３８は近位端において、共通キャリアチューブ４０８上に（たとえば成形クランプとして）固定することができ、これによりオペレータは物理的にアセンブリ全体を捩じることができる。別の実施の形態において、回転ノブは同軸供給ケーブルに固定され、共通キャリアチューブ内で回転できるよう配置され得る。

図２３から図２５は、器具先端部本体を回転させるための代替の配置を示す。この配置において、回転ジョイントが器具先端本体の近位端に設けられている。図２３および図２４に示されるように、回転ジョイントは回転可能プレート４５０を含み、その回転軸は共
通キャリアケーブルと長手方向に整列される、すなわち、同軸である。回転可能プレート４５０は器具先端本体に固定され、１本以上（好ましくは２本）のピボットレバー４５２（わかりやすくするために、図２３および図２４では１本しか示されていない）の動作により、回転軸を中心に共通キャリアチューブ４０４に対して回転可能である。各ピボットレバー４５２は回転可能プレート４５０によって（たとえば、協働する凹所４５６または突出部を介して）係合し、ピボット４５４を中心としたレバーの移動により、プレート４５０は回転する。レバー４５２は制御線４５８を用いるオペレータによって動かされ、制御線は共通キャリアチューブ４０４を通って装置の外に延在する。図２５に示されるように、この目的のために適切なボア穴４６０を共通キャリアチューブ４０４に形成することができる。

代替的に、同軸回転ジョイントを用いることができ、これにより内側および外側導体は回転しながら、ＲＦまたはマイクロ波の漏れがなく良好な電気的接触を維持することができる。このジョイントは回転ブレードを回転させるために用いることができる機械的機構上に取付けられる１本以上の案内ワイヤを用いて操作することができる。この機構は、ブレードの一部をなすことができる。

体の中に挿入された場合に、構造体が内視鏡のユーザ操作を妨げないことを確実にするためには、同軸ケーブルは可撓性であることが好ましい。たとえば、Gortex(登録商標)材を有するマイクロ多孔性誘電体のマイクロ波伝送線路ケーブルを用いることにより、または中央導体に固体材ではなくより線材料を用いることにより可撓性を与える。

上記の装置は特に自然開口部越経管腔的内視鏡手術（ＮＯＴＥＳ）を行なうのに有用であり、ここで「傷のない」腹部手術を行なうことができ、体の自然開口部、すなわち口、尿道、肛門などを通る内視鏡を用いて、次に胃、膣、膀胱、または結腸に内部切断によって通り、外部切断または傷を回避することができる。表面切除および滅菌、ならびに組織切断および凝固を行なうために、図６および図７に示される器具の機能は、特にＮＯＴＥＳで用いるのに適するものとなる。

Claims (15)

1. 第１の周波数を有する無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギおよび第１の周波数より高い第２の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギを生体組織に与えるための電気手術切除器具であって、前記器具は
   第１の導電性エレメントを第２の導電性エレメントと分離させる第１の誘電材料からなる本体を含む器具先端部；
   内側導体と、前記内側導体と同軸の外側導体と、前記内側導体および外側導体を分離する第２の誘電材料とを含む同軸供給ケーブルを備え、前記同軸供給ケーブルは、第１の周波数を有するＲＦ信号および第２の周波数を有するマイクロ波信号を同時に、または別個に、搬送でき、さらに
   器具先端部に流体を送るための流体供給導管を備え、
   前記内側導体は第１の導電性エレメントに電気的に接続され、前記外側導体は第２の導電性エレメントに電気的に接続されて、器具先端部がＲＦ信号およびマイクロ波信号を受取ることを可能にし、
   前記第１および第２の導電性エレメントは、
   ＲＦ信号に対応するＲＦ ＥＭ放射を伝えるための能動電極および帰還電極として、および
   マイクロ波信号に対応するマイクロ波ＥＭ放射を放出するアンテナとして、働くように配置されている、器具。
2. 前記第１および第２の導電性エレメントの両方は、前記第１の誘電材料の一方または両方のエッジに延在する、請求項１に記載の器具。
3. 前記第１の誘電材料の遠位端は丸まっている、請求項１または２に記載の器具。
4. 前記流体供給導管は液体（たとえば生理食塩水）を器具先端部に送達するよう配置されており、前記流体供給導管は、前記液体を生体組織に導入するために、器具先端部の遠位端に出口を有する、請求項１から３のいずれかに記載の器具。
5. 前記器具先端部本体の下側に取付けられる第３の誘電材料を備え、第３の誘電体部材は器具先端部に向かって長さ方向に沿って上向きに湾曲している、請求項１から４のいずれかに記載の器具。
6. 前記第３の誘電材料は、流体供給導管を受入れるための長手方向の通路を含む。請求項５に記載の器具。
7. 前記流体供給導管は、出口が器具の遠位先端にある延在した位置と、出口が器具の遠位先端から後退している引っ込み位置との間で、器具先端部体に対して長手方向に移動可能な先端部分を含む、請求項１から６のいずれかに記載の器具。
8. 前記先端部分は針を含む、請求項７に記載の器具。
9. 流体流用導管および同軸ケーブルをともに器具先端体に送るための共通キャリアチューブを備え、前記共通キャリアチューブの外径は２．５ｍｍ未満である、請求項１から８のいずれかに記載の器具。
10. 前記共通キャリアチューブは、同軸ケーブルを受入れるための第１の長手方向ボアと、流体流用導管を受入れるための第２の長手方向ボアとを含む、請求項９に記載の器具。
11. 前記共通キャリアチューブを内視鏡の装置チャネル内で回転させるために、共通キャリアチューブに固定される回転ノブを備える、請求項９に記載の器具。
12. 前記流体供給導管は、器具先端部の第１および第２の導電性エレメント間のプラズマ生成領域に気体を送るよう配置されており、前記第１および第２の導電性エレメントは、受取ったＲＦ信号および／またはマイクロ波信号から電場を発生させるよう構成され、熱プラズマまたは非熱プラズマを生成するために、電場は気体をイオン化可能である、請求項１に記載の器具。
13. 前記プラズマ生成領域は、
    器具先端部内に囲まれ、プラズマは生体組織の切断を促進するよう、ＲＦ信号用の局所的帰還経路を与えるために用いられる、または
    非熱プラズマまたは熱プラズマが生体組織に送達できるようにする出口を含む、請求項１２に記載の器具。
14. 前記器具先端部は平面伝送線路エレメントを含み、第１の誘電材料の本体は実質的に平面状エレメントであり、前記第１の導電性エレメントは前記平面状エレメントの第１の表面上の第１の導電層であり、前記第２の導電性エレメントは、第１の表面と反対側の、前記平面状エレメントの第２の表面上の第２の導電層である、請求項１に記載の器具。
15. 前記同軸供給ケーブルおよび流体供給導管の合わせた直径は２．５ｍｍ未満であり、前記器具先端部は１２ｍｍ以下だけ同軸供給ケーブルから延在し、２．０ｍｍ以下の幅および０．５ｍｍ以下の厚さを有する、請求項１４に記載の器具。