JP6417425B2 - 生体組織内へ電磁エネルギーおよび／または熱プラズマを供給する能力を有する外科用スネア - Google Patents

Description

本発明は、止血（すなわち血液凝固を促進することにより破れた血管を密閉する）を起こすことにより生体組織を治療し、ガスの流れと関連して熱プラズマを当てて維持するようラジオ波および／またはマイクロ波周波数エネルギーが使用される電気手術機器に関する。特に本発明は、例えばポリープ切除処置で使用する外科用スネアの面でのこれらの電気手術技術の使用に関する。例えば本発明を、内視鏡の器具路の先へ挿入するのに適切な外科用スネア、（または消化管（ＧＩ）または人間または動物の身体の他の場所で使用されるあらゆる他のタイプの検査鏡装置）に適用してもよく、それは電磁エネルギーおよび／または熱プラズマを生体組織内に導入する手段を含む。

アルゴンプラズマ凝固（ＡＰＣ）またはアルゴンビーム凝固（ＡＢＣ）は、プラズマを供給する手術プローブと病変部の間に物理的接触を必要としない方法で表面の出血を制御する公知の手術技術である。ＡＰＣを内視鏡で実行することが可能で、それによってアルゴンガス噴流が内視鏡を通ってプローブを通して向けられる。アルゴンガスのイオン化は、それが放射されるとき、凝固を起こすプラズマを生成する。

プラズマを当てるため、（例えば直接高電圧を印加、または高電圧を存在させる高インピーダンス状態を設定することにより）高電場を有することが望ましい。通常これは、短い距離、例えば１ｍｍ未満で分離された活性電極とリターン電極の間に、高ＲＦ電圧パルス（例えば５００Ｖから２ｋＶ）を短い持続時間、例えば１ｍｓから１０ｍｓの範囲で印加することによりなされる。高電場は、プラズマを開始するのにガスを停止可能である。第ＷＯ２００９／０６０２１３号で述べられる１つの実施形態では、例えば１００ｋＨｚで動作する低周波数（例えばラジオ波）発振器回路、および適切なドライバおよびスイッチング装置（例えばゲートドライブチップおよび電力ＭＯＳＦＥＴまたはＢＪＴ）によりその１次巻線が低電圧発振器回路に接続された変圧器を使用するフライバック回路を用いて、高電圧（高インピーダンス）状態が設定されることが述べられている。その構成は、高電圧パルスまたはスパイクを発生させ、それはプラズマを当て、またはそうでなければ開始する。当てられるとインピーダンスは低下し、プラズマをマイクロ波エネルギーの供給により維持してもよい。

ＧＩ内のポリープを、例えば大腸内視鏡を用いて、内視鏡的処置で医療スネアを使用して除去可能である。有茎性ポリープの場合、スネアはポリープの上方を通り、ポリープの頸部周辺で締め付けられてポリープを取り除く。ラジオ波（ＲＦ）電流を生体組織に通すことで、ポリープの頸部を切除してもよい。電流はまた、焼灼を容易にしうる。

無茎性ポリープを、同様の方法で除去可能である。ポリープを周囲の結腸壁から離れて持ち上げるため、生理食塩水またはヒアルロン酸ナトリウムをポリープの下に注入することにより、除去前にそのようなポリープを「膨らませる」ことが望ましい。これは、腸穿孔のリスク減少を補助しうる。

ＲＦ電流を供給するのに総合的な手段を提供するよう、電極をスネアのループ内に組み込むことが知られている。患者に装着される分離したアースパッドと共に使用する単極、および双極の両方の配置が公知である。

公知のＲＦ切断スネアの欠点は、切断動作の開始に高レベルの電力（特に高電圧の使用）が必要とされることである。それが腸壁への望まれない熱損傷のリスクをもたらすからである。例えば、単極および双極凝固に関するピーク電圧は、それぞれ４，５００Ｖおよび４５０Ｖを超えうる。また、単極装置の使用は電流路をほとんどまたは全く制御せず、それは組織の所望の領域にエネルギーが正確または制御可能に供給されていないかもしれないことを意味する。

最も一般的に、本発明は、スネアと、スネアにより囲まれた生体組織に熱プラズマを供給する手段を含む電気手術機器を提供する。スネアは、「コールド」スネア、すなわち装置の電気構成要素と相互作用しない素材（例えば絶縁性物質）の部品から形成されたものであってもよい。代わりに、スネアはアクティブ、すなわちスネアに囲まれた領域内へ放射されるＲＦおよび／またはマイクロ波エネルギーを受信するよう接続されたものであってもよい。よって、本発明は、外科用スネアに囲まれた領域内で、（ｉ）表面凝固を実行するプラズマ、（ｉｉ）深いレベルで凝固を実行する非イオン化マイクロ波フィールド（プラズマなしで）、および（ｉｉｉ）切除を補助するＲＦフィールドのうちいずれか１つを生成可能な電気手術装置を提供しうる。

プラズマの機能は、例えばスネアを閉じる間、例えば表面出血治療に従来のＡＰＣ技術と同じ方法で有用でありうる。マイクロ波フィールドの機能を、消化性潰瘍の治療または大血管の凝固、例えばスネアによる切除前に血管を密閉するよう使用してもよい。ＲＦフィールドの機能を、凝固後に血管または組織領域を通る切除に使用してもよい。ＲＦ切除プロセスを、物理的力を加える必要もなく実行してもよい。

本発明によると、ラジオ波（ＲＦ）および／またはマイクロ波周波数電磁（ＥＭ）エネルギーを伝送する同軸ケーブル、および同軸ケーブルの遠位端部に接続されてラジオ波（ＲＦ）および／またはマイクロ波周波数電磁（ＥＭ）エネルギーを受信するプローブ先端部を有する細長いプローブと、細長いプローブを通してプローブ先端部へガスを伝送するガス通路と、プローブ先端部に据え付けられた、プローブ先端部を越える生体組織を含む領域を囲む伸縮自在ループとを備え、同軸ケーブルは内側導線、外側導線、および外側導線から内側導線を分離する誘電物質を有し、プローブ先端部は同軸ケーブルの内側導線に接続された第１の電極、および同軸ケーブルの外側導線に接続された第２の電極を有し、第１の電極および第２の電極は、伸縮自在ループに囲まれた領域内に熱プラズマまたは非熱プラズマを生成するように、ガス通路から受け入れられたガスの流路をわたって受信されたＲＦおよび／またはマイクロ波周波数ＥＭエネルギーから電場を生成するよう構成された、外科用スネアが提供される。使用中、プローブ先端部は発生器からラジオ波（ＲＦ）および／またはマイクロ波周波数エネルギーを受信するよう接続され、またガスの流路を形成する。

第１の構成で、プローブ先端部は、プラズマを当てて維持するよう、ガスの流路にわたり受信されたＲＦおよび／またはマイクロ波周波数エネルギーから高電場を生成する双極（例えば同軸）構造を形成する。例えば、（例えば１０ｍｓ以下、例えば１ｍｓから１０ｍｓの間の持続時間を有する）短いパルスのＲＦエネルギーを使用して、プラズマを当ててもよい。プラズマの放出口はスネアの基部にあり、従ってスネアに囲まれた領域内に供給される。

第１の電極および第２の電極は、第２の構成へ互いに対して移動可能であってもよく、第２の構成で、プローブ先端部から外側にマイクロ波ＥＭフィールドを放出する放射構造を形成するよう、第１の電極が第２の電極を越えて遠位に伸長する。第２の構成で、プローブ先端部は組織内へ非イオン化マイクロ波エネルギーを放射するアンテナ構造を形成する。アンテナ構造は放射モノポールアンテナであってもよく、それは円筒、ボール、堅いワイヤ、または受信されたマイクロ波周波数エネルギーから外側に（すなわちプローブから離れて）電場を放射可能ならせんまたは回転アンテナの形態をとってもよい。よって、第１の構成で装置はＲＦエネルギーおよびマイクロ波エネルギーのうちの１つまたは両方を使用してもよく、一方で第２の構成で、装置は主としてマイクロ波エネルギーを使用する。どちらかの構成で、プラズマまたはマイクロ波エネルギーの送達を、組織切除に適切な波形を有するＲＦフィールドの送達とともに散らばらせてもよい。プラズマを当てるのに使用されるＲＦエネルギーの波形は高振幅のパルスであってもよく、一方で組織切除の波形は低振幅を有する持続波を含んでもよい。

非イオン化マイクロ波フィールドを、例えばガスなしに単にマイクロ波エネルギーの供給によって、第１および第２の電極の相対的な移動なしに生成することが可能であってもよい。しかし、第２の電極が第１の電極から後ろに設定される、すなわち第１の電極が伸縮自在ループ内に少し突出する場合、ループに囲まれた領域内により統一したフィールド効果を生むことが可能である。

伸縮自在ループを絶縁性物質で形成してもよく、それにより、それは装置の残りの部分と電気的に相互作用しない。しかし、伸縮自在ループが導電性素材で製造され、第１の電極に接続されれば、第２の構成の有効性を増強可能である。これを達成するため、スネアは、同軸ケーブルの遠位端部においてスネア基部を備えてもよく、スネア基部は一対の送達路を有し、それぞれの送達路は伸縮自在ループを形成する導電性物質の長さを受け入れ、第２の構成で、第１の電極が、マイクロ波放射モノポールアンテナとしてはたらくよう伸縮自在ループに囲まれた領域内へ突出する遠位部分、および対の送達路に沿ってスネア基部を通って伸びる近位部分を備える。よって伸縮自在ループを近位部分からのエネルギーと接続し、それをループに囲まれた領域内に放射してもよい。

またこの構成で、第１の電極および第２の電極または伸縮自在ループを形成する導電性素材の長さは、同軸ケーブルにより伝送されるＲＦ信号の活性電極およびリターン電極を形成する。例えば、マイクロ波モノポールアンテナおよび伸縮自在ループは、同軸ケーブルにより伝送されるＲＦ信号の活性電極およびリターン電極を形成してもよい。マイクロ波モノポールアンテナが第２の電極の遠位端部または伸縮自在ループの近位部分のどちらかに密に近接（例えば約０．５ｍｍ）するとき、優先的伝導パスがプローブの遠位端部で形成してもよい。これは、この装置がプローブの遠位端部において切除機能を示すことを可能にしうる。この機能は特に、伸縮自在ループ内に保持された組織の最後のタグを取り除くのに有用でありうる。

第１の構成で、ＲＦまたはマイクロ波エネルギーを用いてプラズマを当ててもよい。プラズマが当てられた後にそれを維持するよう、マイクロ波エネルギーを使用してもよい。この構成は、電場がケーブルの静電容量および組織変形に起因する負荷により崩壊しうる従来の電気外科システムで使用されるＲＦプラズマを上回る利点を提供しうる。

マイクロ波ソースにより生成されたマイクロ波エネルギーのプラズマへの効率的な変換を可能にするよう、プラズマのインピーダンスは、マイクロ波エネルギー周波数の周波数においてアプリケータ（およびエネルギー送達システム）のインピーダンスに合致することが望ましい。マイクロ波エネルギーが使用される場合、プラズマが組織により示される負荷に合致するのを確実にするよう、アプリケータおよび／または発生器を（静的または動的に）調整してもよい。マイクロ波周波数で、ケーブルは分配成分送信線を形成し、そこでマイクロ波発生器のソースインピーダンス、ケーブル（送信線）の特性インピーダンス、アプリケータ構造自身のインピーダンス、および組織のインピーダンスによりアプリケータとエネルギーソース間のインピーダンスマッチが判断される。ケーブルの特性インピーダンスがソースの出力インピーダンスと同一であれば、それから全てのマイクロ波電力がアプリケータ内へ供給され、ケーブルに起因する減衰（誘電体および導線損失）はより少ない。アプリケータおよび組織のインピーダンスがケーブルの特性インピーダンスと同一であれば、それからソースで可能な最大電力がプラズマ／組織負荷に変換される。アプリケータとプラズマ／組織負荷間で最良のインピーダンスマッチを維持するため、後述するようにアプリケータ構造を調整してもよい。発生器において、または第１のケーブルの遠位端部と第２の（器具）ケーブルの近位端部の間のインタフェースにおいても調整してもよい。これらの調整は、静電容量および／またはマッチさせるネットワークのインダクタンスの変更、すなわちスタブチューニングの形態であってもよい。

ガスは、アルゴン、または例えば二酸化炭素、ヘリウム、窒素、空気とこれらのガスのうちいずれか１つの混合、すなわち１０％の空気／９０％のヘリウムといったあらゆる他の適切なガスであってもよい。プラズマを当てるための高電場を、プローブ先端部におけるＲＦ ＥＭエネルギーまたはマイクロ波ＥＭエネルギーのどちらかの高インピーダンス状態を生じることにより起こしてもよい。これは、第１および第２の電極の適切な幾何学構造の選択を通して達成可能である。例えば第１の構成で、石英または他の同様に低損失素材のような絶縁用誘電物質の小片を、第１および第２の電極の間に設置してもよい。これは絶縁用誘電物質内の電場を減少させ、絶縁用誘電物質のそばのガスで満たされた間隙内の電場の結果として生じる増加を起因する。第１の構成で、第２の電極を、第１の導線を越えて（例えばより遠位に）伸び、非イオン化照射が放射されないことを確実にするよう構成してもよい。

望ましい実施形態で、スネアはＲＦおよびマイクロ波ＥＭエネルギーの両方を受信可能である。ＲＦ ＥＭエネルギーはプラズマを当てるためであってもよく、高電圧パルスとして受信されてもよい。マイクロ波ＥＭエネルギーは、プラズマを維持する、すなわちイオン化状態の維持のためプラズマ内に電力を供給するためのものである。これをまた、パルスとして受信してもよい。プラズマを、プラズマの準連続ビームを生ずる方法で繰り返し当ててもよい。ＲＦ ＥＭエネルギーのみを使用する従来のＡＰＣ装置を上回るこの構成の利点は、容量負荷、または乾燥から湿った環境へ変化することによってプラズマが崩壊しないことである。また器具の二重構成性は、それを深い凝固に適切な状態に切り替えることを可能にし、その場合第２の電極（および絶縁用誘電物質）が、後述するように第１の電極がマイクロ波放射モノポールアンテナ構造としてはたらくように露出される距離へ後退される。

従来のＲＦプラズマ装置で、ケーブル静電容量および高電圧は、プラズマを維持するのに高ＲＦ駆動電流を求める。例えば、よく知られる等式

を４００ｋＨｚにおける１／４周期に適用し、式中ｄｔは（２．５／４）μｓ＝６２５ｎｓである。ケーブルの静電容量が３００ｐＦで必要とされるピーク電圧が４００Ｖである場合、Ｉ＝３００×４００／６２５＝０．１９２Ａであり、比較的高い。マイクロ波信号は例えば約２０Ｖといった非常に低い電圧を有し、従ってこの欠点を解消する。

例えばマイクロ波共振器またはインピーダンス変圧器、すなわち作動の周波数で１／４波長（またはその奇数倍）の長さの高インピーダンス送信線を用いてプラズマを当てるために低電圧を高電圧に変換する１／４波長変圧器を用いることによって、マイクロ波周波数エネルギーを用いてプラズマを当てることもまた可能でありうる。プラズマが当てられてプラズマの維持が必要とされると、この高インピーダンス線を、プラズマを当てるためにスイッチオン、およびスイッチオフ（すなわち低インピーダンス線に戻る）してもよい。２つの状態間を切り替えるのに電力ピンまたはバラクタダイオードの使用が望ましいかもしれないが、同軸または導波路スイッチが使用可能でありうる。

細長いプローブは、同軸ケーブルを囲むスリーブを備えてもよい。スリーブは同軸ケーブルを保護するようはたらいてもよいが、例えばスリーブの内側表面と同軸ケーブルの外側表面の間の空間のようなガス通路もまた形成してもよい。ガス通路は、ガス源（例えば加圧ガス缶など）に接合するスリーブの近位端部に設置された流入ポートを有してもよい。

スリーブはさらに、第１の電極と第２の電極の間の相対的な移動を起こす手段であってもよい。第１の電極と第２の電極の間の相対的な移動を、外側導線が金属であるマイクロ波同軸ケーブルの上方に、導電性（例えば金属）カテーテルを摺動することにより達成してもよい。この構成で、カテーテルの内表面（または同軸ケーブルの上方を摺動するチューブ）は、同軸ケーブルの外側導線との電気接触をよくしなければならない。これは、第２の電極または同軸ケーブルの外側電極に対して摺動可能なガス浸透性導電性構造を提供し、ガスがそれを通って流れるのを可能にすることによって達成しうる。ガス浸透性導電性構造は、導電性メッシュ、放射状に伸びる導電性ワイヤまたはスプリングのケージ、および複数の円周状に離間された放射状に突出するくぼみのうちいずれの１つであってもよい。よってガス浸透性導電性構造は、複数の（例えば４つ以上）円周の接点を提供してもよく、またはマイクロ波信号のために優れた電気接触がなされるのを確実にするよう、点接触が必要である。この解決法は、十分なガスが流れるのを可能にするためマイクロ波エネルギーを伝搬する適切な環境を生成する十分な接続点を有することと、外側カテーテルが比較的容易に同軸ケーブルの上方を移動することを可能にすることの間のバランスを提供しうる。

１つの実施形態では、第２の電極がスリーブの遠位端部に据え付けまたは形成されてもよく、スリーブが同軸ケーブルに対して伸縮自在であってもよい。言い換えれば、プローブの先端部で第１の電極を露出するようスリーブを引き戻すことが可能であってもよい。スリーブは、同軸ケーブルと同軸であってもよい。よって第１の構成で、第１および第２の電極は互いに同軸であってもよい。第２の電極は、スリーブの遠位端部上の導電性素材の環状バンドであってもよい。前述の誘電素材は、環状バンドの内方向へスリーブ上に据え付けられた石英の環であってもよい。代わりにまたは加えて、誘電素材は、後述するように内側電極の一部であってもよい。

後退するスリーブは、２つ以上の伸縮区画を備えてもよい。伸縮区画は、ガスが漏出するのを防ぐように、それらの間に流体密閉を有してもよい。摺動可能な外側スリーブを、機械的または電気機械的システム、すなわち機械的スライダ、リニアモータまたはステッパモータ構成を用いて後退または伸長してもよい。後述するように、同軸ケーブルの外側導線に対する外側スリーブの位置を、反射電力または前方および反射電力測定値、すなわち発生器内またはプローブ内で検出器を用いた反射率計またはＶＳＷＲブリッジ測定値を用いて作成された反射減衰量またはインピーダンスマッチ／ミスマッチ測定値により決定してもよい。

第１の電極は、同軸ケーブルからＲＦおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギーを受信するよう接続されたマイクロ波放射モノポールアンテナ構造であってもよい。同軸ケーブルの外側導線を、アンテナに不均衡な送達を形成するよう接地してもよく、または均衡な、すなわち両方の導線の電圧が上下する送達を形成するよう浮いていてもよい。望ましくは第１の電極は、受信されるマイクロ波ＥＭ照射に対応してマイクロ波フィールドを放射するマイクロ波アンテナとしてはたらくような形状である。例えば放射モノポール構造が、外側導線を越えて突出し、誘電素材のシリンダを通って伸び、その半球状の遠位端部において突出する同軸ケーブルの内側導線の長さを囲む半球状の遠位端部を有する誘電素材のシリンダを備えてもよい。例えばボール状または平坦な端部といった、他の遠位端部の形状が可能である。シリンダを、低損失セラミック素材で製造してもよい。誘電シリンダの存在は、例えば反射電力量を減少させることにより、組織内へのエネルギー送達を向上しうる。シリンダの半球状の遠位端部から突出する内側導線の長さの端部は、より均一の放射を提供するよう例えば半球状に仕上げられた円形であってもよい。

プローブを腹腔鏡下で使用してもよく、例えば内視鏡、胃内視鏡、気管支鏡などの器具路を通るといった、検査鏡装置を通って挿入可能な寸法またはであってもよい。例えば同軸ケーブルは、２．５ｍｍ以下、望ましくは２．２ｍｍ以下の直径を有してもよい。スリーブは２．６ｍｍ未満、望ましくは２．５ｍｍ未満の外径を有してもよい。より大きい腹腔鏡器具については、外径は３ｍｍ以上であってもよく、より大きい直径の同軸ケーブルを使用してもよい。

伸縮自在ループを、任意の適切なワイヤ状の素材、例えばニチノール、ナイロン、金属ワイヤなどから製造してもよい。望ましくは素材は、後退させられた構成から解放されるとそれが自動的にループ構成を採用するように、形状保持特性を有する。よって伸縮自在ループは、同軸ケーブルの遠位端部を越えて伸びるワイヤを備えてもよく、ワイヤは同軸ケーブルの遠位端部に位置する２つの端部の間で自然にループ形状を採用するよう構成される。伸縮自在ループは、２つの端部の間でワイヤの長さを変更するよう調整可能であってもよい。

伸縮自在ループは、スネア基部に対して、例えば同軸ケーブルを囲むスリーブ内に形成された格納路内および外へ移動可能であってもよい。望ましくは伸縮自在ループは、同軸ケーブルに対して移動可能である。しかし、伸縮自在ループは同軸ケーブルに対して固定されてもよく、ループの上方へ同軸ケーブルに対しチューブ状カバーを移動することにより後退を実行してもよい。

プルワイヤを伸縮自在ループに接合、または一体構造であってもよい。プルワイヤは同軸ケーブルの近位端部へ伸び、操作者がスネアを配置するのを可能にしてもよい。プルワイヤを、装置の近位端部においてスライダメカニズム（例えば手動スライダメカニズム）に接合してもよい。プルワイヤを、スリーブ内の通路を通して近位端部から遠位端部へ送ってもよい。近位端部におけるスライダの移動の長さとループの開閉（またはそれがカテーテルまたはチューブの端部を出ると直径の変化）の間の移行が一致するのが望ましい。プルワイヤ（または複数のプルワイヤ）のガイドとしてはたらくよう、薄い潤滑性のチューブを同軸ケーブルの外側被覆に取り付け（例えば接着）してもよい。代わりに、ガイドチューブを同軸ケーブルに取り付けるのに、非常に薄壁の熱収縮チューブを使用可能である。ガイドチューブは望ましくは、同軸ケーブルの軸に沿って直線状に走る。

プルワイヤ（または複数のプルワイヤ）および同軸ケーブルについて分離した通路または空間を提供するよう、構造内へ複数内腔のチューブを挿入してもよい。代わりに、プルワイヤが同軸ケーブル周辺でねじれるようになるのを防ぐようにプルワイヤを包含するよう、１つのチューブを同軸ケーブルの外側導線に取り付けてもよい。

ループの方向を、スリーブ内の通路の方向に関連付けてもよい。よって、ループの平面をスリーブを回転することにより調整可能であってもよい。望ましくは、スリーブはトルク伝達が可能な編組ケーブルである。スリーブを回転するハンドルを、近位端部で例えば締め付けてそれに据え付けてもよい。

本発明をまた、第１の周波数を有するＲＦ電磁（ＥＭ）照射を生成するラジオ波（ＲＦ）信号発生器と、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照射を生成するマイクロ波信号発生器と、ＲＦ ＥＭ照射およびマイクロ波ＥＭ照射を受信するよう接続された前述の外科用スネアと、細長いプローブをＲＦ信号発生器に接続するＲＦチャネル、および細長いプローブをマイクロ波信号発生器に接続するマイクロ波チャネルを備える、ＲＦ ＥＭ照射およびマイクロ波ＥＭ照射をプローブに伝送する送達構造と、外科用スネアにガスを供給するよう接合されたガス供給部と、を備え、機器はその伸縮自在ループに囲まれた領域内に熱プラズマまたは非熱プラズマを供給するよう作動可能である、電気手術機器として表現してもよい。

第１の電極および第２の電極が第２の構成へ互いに対して移動可能であってもよく、第２の構成でプローブ先端部から外側にマイクロ波ＥＭフィールドを放出する放射構造を形成するよう、第１の電極が第２の電極を越えて遠位に伸長し、機器が、第１の電極および第２の電極へのガス供給なしにそれらが第２の構成にあるとき、プローブ先端部から外側に非イオン化電場を放出するよう作動可能である。

機器は、プラズマを当てるため流路にわたり高電場を生成するように、ＲＦ ＥＭ放射のパルス（または複数のパルス）がプローブに供給される状態を起こすよう構成された打ち込み信号生成回路を備えてもよく、打ち込み信号生成回路は、ＲＦ ＥＭ放射のパルスの生成を誘発するよう、マイクロ波チャネル上のマイクロ波ＥＭ放射のパルスの検出可能な特性を使用するよう構成された制御回路を含む。よってＲＦ ＥＭ照射はプラズマを当てるのに使用され、一方でマイクロ波ＥＭ照射はプラズマを維持するのに使用される。前述のように、ＲＦ打ち込みパルスの送達をマイクロ波ＥＭ照射パルスと連動することにより、機器はより大きな確実性でプラズマを当てることが可能である。

機器はさらに、マイクロ波チャネル上の前方および反射電力をサンプリングし、それからプローブにより供給されたマイクロ波電力を示すマイクロ波検出信号を生成するマイクロ波信号検出器と、マイクロ波検出信号を受信するようマイクロ波信号検出器と通信するコントローラと、を備えてもよく、コントローラはマイクロ波ＥＭエネルギーのエネルギー送達特性を選択するよう作動可能であり、マイクロ波ＥＭエネルギーのエネルギー送達特性は組織の凝固に関するものであり、コントローラはマイクロ波信号発生器に対するマイクロ波制御信号を出力するようプログラムされたデジタルマイクロプロセッサを備え、マイクロ波制御信号はマイクロ波ＥＭ放射のエネルギー送達特性を設定するものであり、コントローラは受信されたマイクロ波検出信号に基きマイクロ波制御信号の状態を判断するよう構成される。構成を反射マイクロ波信号の測定に使用してもよく、それによってマイクロ波検出信号はプラズマが当てられたかどうかを表現する。プラズマ送達の間最良のインピーダンスマッチが維持されるのを確実にするよう、信号検出器をまた、前方および反射マイクロ波ＥＭ照射を継続的に監視するよう構成してもよい。マイクロ波信号検出器は、前方および反射信号検出器（例えばマイクロ波チャネル上の方向性電力結合器）を備えてもよい。検出器を、信号強度のみを検出するよう構成してもよく、例えばそれらはダイオード検出器であってもよい。代わりに、検出器を強度および相を検出するよう構成してもよく、例えばそれらはヘテロダイン検出器であってもよい。よってマイクロ波検出信号は、反射減衰量またはインピーダンスマッチ情報を表現しうる。電気手術器具の第１および第２の電極の相対的な位置は、表面凝固モード（つまりプラズマが生成されている）のコントローラにより、設定された反射減衰量閾値、すなわち８ｄＢ、１０ｄＢまたは１２ｄＢに達するまで調整可能であってもよい。

コントローラは、ＲＦ ＥＭエネルギーのエネルギー送達特性を選択するのと同様の方法で作動可能であってもよい。ＲＦ ＥＭエネルギーの利用可能な特性は、プラズマを当てるよう流路にわたり高電場を生成する打ち込みパルス、および生体組織を切除する連続波形を含んでもよい。連続波形は、打ち込みパルスより１つまたは複数桁大きさが低い振幅を有してもよい。

機器は、第１の電極と第２の電極の間の相対的な移動を起こす移動メカニズムを有してもよく、ここでコントローラは、受信されたマイクロ波検出信号に基き制御信号を移動メカニズムに通信するよう構成される。移動メカニズムを機械的に制御してもよく、また例えば機器の操作者により手動で制御してもよい。移動メカニズムは、アクチュエータ、例えば機器の遠位端部に設置されたレバーまたはプルアーム、例えば手で移動する摺動または回転メカニズムを備えてもよい。

しかし本明細書で、第１および第２の電極の相対的な移動（すなわち第１および第２の構成の設定）を自動化された方法、例えば電気機械的メカニズムを用いて制御することもまた考えられる。例えば１つの実施形態では、治療部位における血流速度によって自動的にスリーブを移動しガス供給を作動するよう構成される構成コントローラがあってもよい。この機能を、大量出血を目的にかなった方法で処置し、健康な組織の加熱の深さが限定されるのを確実にするのに使用してもよい。

さらにコントローラを、プラズマ内へのインピーダンスマッチを制御する手段として移動メカニズムを自動的に作動するよう構成してもよい。マイクロ波チャネル上の反射および前方電力測定値を、反射減衰量測定値またはインピーダンスマッチに基き手の移動または電気機械的アクチュエータ（ＰＺＴアクチュエータ、磁歪アクチュエータ、ステッパモータ、リニアモータ）を用いて、内側同軸ケーブル（または同軸ケーブルに取り付けられた内側電極）に対する外側カテーテルの位置の制御に使用してもよい。ＡＢＣまたは表面凝固実行中の深いまたは大量の出血の発生はプラズマが消えることを起こしかねず、それが次に反射減衰量の測定値の変化、すなわち１０ｄＢ（優れたマッチ）から２ｄＢ（劣ったマッチ）へつながるであろう。本発明で、外側スリーブを自動的に移動して戻し、マイクロ波アンテナが配置され、イオン化ガス（プラズマ）の代わりに非イオン化マイクロ波エネルギーが血液または血管内につながり、より深い凝固を起こし大量出血者を処置するのを可能にしてもよい。

構成コントローラは、第１および第２の電極を互いに対して移動するようスリーブまたは同軸ケーブルに接続されたステッパモータまたはリニアモータを有してもよい。第１の電極の移動は、インピーダンスマッチまたは反射減衰量測定値の代わりに、または一緒に流速測定値に基いてもよい。この場合では、作動モードは、血流速度の増加に基き表面凝固（ＡＢＣ）モードから深い凝固を生じる深凝固モード（非イオン化マイクロ波放射を供給する延長モノポールアンテナ）に自動的に変更される。

構成コントローラをガス供給制御バルブに接続して、例えば器具が第２の構成へ移動するとき供給を切り、器具が第１の構成へ移動するときそれを入れてもよい。バルブは例えばスリーブと同軸ケーブルの間で統合された器具の部分であってもよく、またはそれを器具の外側、例えばガス供給部内に設置してもよい。

また前述のマイクロ波信号検出器と組み合わせて、構成コントローラを、反射マイクロ波信号を最小化するよう、マイクロ波検出信号に基き、プラズマが存在するとき第１の構成のスリーブの位置を制御するよう構成してもよい。言い換えれば、構成コントローラは、プラズマの効率的送達を容易にするよう、第１の構成のスリーブの位置を細かく調整するフィードバック構成を備える。

器具を第１の構成のとき熱プラズマを生成するよう構成してもよいが、殺菌のため非熱プラズマを生成するよう構成してもよい。３ｍｍから５ｍｍの間の直径、すなわち同軸構造内の外側導線の内径が３ｍｍから５ｍｍの間の直径を有するプラズマ生成領域を有する同軸アプリケータ構造、および０．２５ｍｍから１ｍｍの間の厚さの壁を有し、内側にしっかり適合する石英チューブとともに、内側導線の外径が０．７５ｍｍから４ｍｍである（石英チューブの内側導線と内側壁の領域内にガスが流れる空間を可能にする場合、４０％未満、例えば２８％の負荷サイクル４０％で発生器をパルスモードで作動することにより、消毒または殺菌に適切な非熱プラズマを生成可能である。１つの実施形態では、１つのマイクロ波パルス内のｒｍｓ電力は５０Ｗで、パルスオンタイムは全時間１４０ｍｓのうち４０ｍｓ、すなわちプラズマに供給される平均電力は２．４５ＧＨｚで１４．２８Ｗである。この構成でＲＦ打ち込みパルスが使用されるとき、ＲＦ打ち込みパルスの持続時間は約１ｍｓであり、正弦波振動の周波数は１００ｋＨｚであった。振幅は約１ｋＶピーク（７０７Ｖｒｍｓ）であった。ＲＦ電力は、マイクロ波電力の１０％未満であった。ＲＦパルスはマイクロ波バーストまたはパルスと同期され、マイクロ波バーストまたはパルスの立ち上がりエッジで誘発された。

熱プラズマを生成するよう、負荷サイクルを例えば５０％に増加してもよく、またはこの特定のアプリケータ幾何学構造に対し、持続波（ＣＷ）および／またはｒｍｓ電力レベルを例えば７５Ｗまたは１００Ｗに増加してもよい（幾何学構造が減少または増加すれば、従ってマイクロ波電力およびＲＦ打ち込みパルスの振幅は調整される）。ＲＦ対マイクロ波電力の比率は、例えば熱および熱プラズマについて１０％未満に一定を保つのが望ましい。

器具の遠位端部の殺菌を実行する能力を有することは、検査鏡の器具チャネルの消毒の目的に特に好都合である。言い換えれば、器具が検査鏡（例えば内視鏡など）から後退されるとき、器具の内表面を処理するよう、非熱プラズマが放出する。この処理には非熱プラズマが望ましいが、非イオン化マイクロ波ＲＦ照射のみの供給によっても、すなわちガスなしで殺菌を達成可能であってもよい。

非熱プラズマの殺菌機能を、治療前または後に身体の空洞を殺菌するのにも使用してもよい。装置が器具、例えば内視鏡または胃内視鏡を洗浄または殺菌するのに使用される場合、非熱プラズマおよび非イオン化マイクロ波照射の組み合わせを生じるよう、装置を構成してもよい。装置がＮＯＴＥＳ処置に使用される場合、または身体組織の表面凝固、殺菌および大血管または出血者の深い凝固を実行するのが可能であることが好都合である場合、非熱プラズマ、熱プラズマおよび非イオン化マイクロ波照射を生じるよう、装置を構成してもよい。

本明細書で、ラジオ波（ＲＦ）は１０ｋＨｚから３００ＭＨｚの範囲の安定した固定周波数を意味しえて、マイクロ波周波数は３００ＭＨｚから１００ＧＨｚの範囲の安定した固定周波数を意味しうる。ＲＦエネルギーはエネルギーが神経刺激を起こすのを防ぐのに十分高く、エネルギーが組織ブランチングまたは組織構造への不必要な熱の差または損傷を起こすのを防ぐのに十分低い周波数を有するべきである。ＲＦエネルギーに望ましいスポット周波数は、１００ｋＨｚ、２５０ｋＨｚ、４００ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、１ＭＨｚ、５ＭＨｚのいずれか１つまたは複数を含む。マイクロ波エネルギーに望ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚを含む。

本発明の実施形態を、以下の添付の図を参照して後述する。

本発明との使用に適切な公知の電力供給システムである。 本発明の実施形態である電気手術器具の概略図である。 本発明の実施形態である電気手術器具の概略横断面図である。 他の本発明の実施形態である第１の構成の電気手術機器の概略横断面図である。 第２の構成の図４Ａの電気手術機器の概略横断面図である。

図１は、本発明の使用に適切な、第ＷＯ２０１２／０７６８４４号に開示された電力供給システム１００の概略図を示す。

システム１００はＲＦ構成１０２およびマイクロ波構成１０４を備え、それらがＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルの部分をそれぞれ形成する。

ＲＦ構成１０２は、後述のようにプラズマを当てるのに適切な電力レベルでＲＦ周波数電磁信号を生成および制御する構成要素を含む。この実施形態では、それはＲＦ発振器１００１、電力コントローラ１００２、（ここではドライバ増幅器１００３および電力増幅器１００４を持つ）増幅器ユニット、変圧器１００５およびＲＦ信号検出器１００６を有する。

マイクロ波構成１０４は、生体組織を治療するのに適切な電力レベルでマイクロ波周波数電磁信号を生成および制御する構成要素を含む。この実施形態では、それは位相ロック発振器１００７、信号増幅器１００８、調整可能信号減衰器（例えばアナログまたはデジタルピンダイオードベースの減衰器）１００９、（ここではドライバ増幅器１０１０および電力増幅器１０１１を持つ）増幅器ユニット、前方パワーカプラ１０１２、サーキュレータ１０１３、および反射パワーカプラ１０１４を有する。サーキュレータ１０１３は、反射信号から前方信号を分離し、カプラ１０１２、１０１４において示される望まれない信号構成要素を減少させ、すなわちそれはカプラの指向性を増加する。サーキュレータはまた、高電力出力環境のトランジスタ、例えば電力ＧａＮまたはＧａＡｓトランジスタを保護する。１から３、２から１および３から２間のポート間の分離は、できる限り高いように、すなわち１５ｄＢより大きいのが望ましく、２０ｄＢより大きいのがより望ましい。

ＲＦ構成１０２およびマイクロ波構成１０４はコントローラ１０６と通信し、コントローラ１０６は信号処理および一般的なインタフェース回路１０８、マイクロコントローラ１１０、およびウオッチドッグ１０１５を備えてもよい。ウオッチドッグ１０１５は、出力または治療時間がユーザが求めるより多いので、システムがその意図される仕様を実行しない可能性がある、すなわちシステムが誤ったエネルギー投与量を患者の組織に供給する結果になりかねない、可能性があるエラー状態の範囲を監視してもよい。ウオッチドッグ１０１５は、マイクロコントローラ１１０から独立しマイクロコントローラが正しく機能するのを確実にするマイクロプロセッサを備える。ウオッチドッグ１０１５は例えば、ＤＣ電源からの電圧レベル、またはマイクロコントローラ１１０により決定されるパルスのタイミングを監視してもよい。コントローラ１０６は、ＲＦ構成１０２およびマイクロ波構成１０４内の構成要素に制御信号を通信するよう構成される。この実施形態では、マイクロプロセッサ１１０は、電力コントローラ１００２および調整可能信号減衰器１００９のそれぞれに対しＲＦ制御信号Ｃ_ＲＦおよびマイクロ波制御信号Ｃ_Ｍを出力するようプログラムされる。これらの制御信号は、ＲＦ構成１０２およびマイクロ波構成１０４のそれぞれからのＲＦ ＥＭ照射およびマイクロ波ＥＭ照射出力のエネルギー送達特性の設定に使用される。特に、電力コントローラ１００２および調整可能信号減衰器１００９は、出力照射の電力レベルを制御可能である。また、電力コントローラ１００２および調整可能信号減衰器１００９は、出力照射の波形（例えばパルス幅、負荷サイクル、および振幅など）を設定可能なスイッチング回路を有してもよい。

マイクロプロセッサ１１０は、ＲＦ信号検出器１００６および前方および反射パワーカプラ１０１２、１０１４からの信号情報に基き、ＲＦ制御信号Ｃ_ＲＦおよびマイクロ波制御信号Ｃ_Ｍを出力するようプログラムされる。ＲＦ信号検出器１００６は、ＲＦチャネル上のＲＦ ＥＭ照射の電圧および電流（および任意選択的に電圧と電流の間の位相）を示す信号または複数の信号Ｓ_ＲＦを出力する。この実施形態では、ＲＦおよびマイクロ波発生器は位相情報の測定結果のみによって制御されてもよく、位相情報はＲＦチャネル（サンプリングされた電流および電圧情報から）またはマイクロ波チャネル（サンプリングされた前方および反射電力情報から）のどちらかから得ることが可能である。前方パワーカプラ１０１２は前方電力レベルを示す信号Ｓ_Ｍ１を出力し、反射パワーカプラ１０１４は反射電力レベルを示す信号Ｓ_Ｍ２を出力する。ＲＦ信号検出器１００６および前方および反射パワーカプラ１０１２、１０１４からの信号Ｓ_ＲＦ、Ｓ_Ｍ１、Ｓ_Ｍ２は、信号処理および一般的なインタフェース回路１０８へ通信され、そこでそれらはマイクロプロセッサ１１０を通過するのに適切な形態に適応される。

例えばタッチスクリーンパネル、キーボード、ＬＥＤ／ＬＣＤディスプレイ、メンブランキーパッド、フートスイッチといったユーザ・インタフェース１１２は、コントローラ１０６と通信して、ユーザ（例えば外科医）に治療についての情報を提供し、治療の種々の局面（例えば患者へのエネルギー供給量またはエネルギー供給特性）が手動で選択され、または適切なユーザコマンドにより制御されることを可能にする。機器を従来の従来のフートスイッチ１０１６を用いて作動してもよく、それもまたコントローラ１０６に接続される。

ＲＦ構成１０２およびマイクロ波構成１０４のそれぞれにより生成されたＲＦおよびマイクロ波信号は信号コンバイナ１１４に入力され、それがＲＦおよびマイクロ波ＥＭ照射を別々にまたは同時にケーブル構体１１６に沿ってプローブ１１８へ伝送する。この実施形態では、信号コンバイナ１１４は、マイクロ波およびＲＦ周波数でのエネルギーがケーブル構体１１６（例えば同軸ケーブル）に沿ってプローブ（またはアプリケータ）１１８へ伝送するのを可能にするデュプレクサ−ダイプレクサユニットを備え、プローブからそれが検査鏡の器具チャネルの中、例えば内視鏡または他の表面内へ、患者の生体組織内へ供給（例えば照射）される。

信号コンバイナ１１４はまた、プローブ１１８からケーブル構体１１６に沿って戻る反射エネルギーを、マイクロ波およびＲＦ構成１０２、１０４に渡し、例えばその中にある検出器によって検出されることを可能にする。後述するように、反射ＲＦ信号のみがＲＦ構成１０２に入り反射マイクロ波信号のみがマイクロ波構成１０４に入るように、機器は、ＲＦチャネル上に低域通過フィルタ１４６、およびマイクロ波チャネル上に高域通過フィルタ１６６を有してもよい。

最後に、機器は、外部のソース１０１８（例えば主電源）から電力を受け、それを機器内の構成要素のためにＤＣ電源信号Ｖ_１〜Ｖ_６に変換する電源ユニット１０１７を有する。よって、ユーザ・インタフェースは電力信号Ｖ_１を受信し、マイクロプロセッサ１１０は電力信号Ｖ_３を受信し、ＲＦ構成１０２は電力信号Ｖ_３を受信し、マイクロ波構成は電力信号Ｖ_４を受信し、信号処理および一般的なインタフェース回路１０８は電力信号Ｖ_５を受信し、ウオッチドッグ１０１５は電力信号Ｖ_６を受信する。

図２は、本発明の実施形態である電気手術機器２００の概略図を示す。機器２００は、その遠位端部からプラズマまたは非イオン化電磁（ＥＭ）照射を供給可能な電気外科器具２０２を備える。器具２０２の構造の例は後述する。

器具２０２は電力供給システムに接続され、それは図１を参照して記載したものであってもよい。しかし図２の実施形態で、電力供給システムは、送達構造２０８を介して器具２０２の近位端部に電力を供給するよう接続されたラジオ波（ＲＦ）照射ソース２０４およびマイクロ波照射ソース２０６を備える。送達構造２０８は、前述したような信号コンバイナユニット２１０を有してもよい。ＲＦソース２０４およびマイクロ波ソース２０６を、コントローラ（図示せず）からの制御信号Ｃ_ＲＦおよびＣ_Ｍに基きＲＦ信号およびマイクロ波信号をそれぞれ出力するよう構成してもよい。

器具２０２はまた、供給線２１２を介して例えば加圧ガスソース２１４からガスを受けるよう接合される。供給線２１２上の制御バルブ２１６を、例えばコントローラからの制御信号Ｃ_ｇに基き、器具２０２が受けるガスの流れを制御するよう構成可能である。プラズマが生成可能である前にプラズマ形成領域内にガスが存在する必要があるので、ＲＦおよび／またはマイクロ波エネルギーソースが始動されるときにガスが存在するのを確実にするよう、前記エネルギーソースを始動する前に、ガス制御バルブおよび／または流量調整器を始動するのが望ましいかもしれない。プラズマ形成領域内にガスセンサを有し、このセンサからの信号がガス流量バルブを制御するのに使用されるのが望ましいかもしれない。このシステムはまた、ガス利用の制御を補助し、患者がアルゴン（または他の）ガスでいっぱいになることを防ぐ。

ＲＦおよびマイクロ波測定情報をまたガスコントローラの制御に使用してもよく、すなわち発生器内の電圧／電流および／または前方／反射電力監視回路を用いてＲＦおよび／またはマイクロ波電力を検出不可能なとき、ガス制御バルブを閉じてもよい。ガス供給の遮断前に、一定期間、すなわち２０ｍｓまたは２００ｍｓ待機するのが望ましいかもしれない。この構成は、安全機能およびガス使用量を制御する手段としてはたらく。

ワイヤのループ２１８が器具２０２の遠位端部に据え付けられ、外科用スネアを形成する。ループ２１８は、器具にその近位端部で据え付けられたスライダ２２０の操作を通して伸縮自在である。器具２０２は、同軸ケーブルおよびガスをその近位端部から遠位端部へ運ぶ外側スリーブ２２１を備えてもよい。スライダ２２０は、外側スリーブ２２１を通って伸びる１つまたは複数のプルワイヤまたはプッシュロッドを介してループ２１８に連結される。

図３は、本発明による電気外科器具３００の第１の実施形態を示す。器具３００は、チューブ状スリーブ３１８により囲まれた中央同軸ケーブル３０２でできた細長いプローブを備える。同軸ケーブル３０２の近位端部（図３の左側に示される）は、ＲＦおよびマイクロ波信号を供給した送達構造に接続するようになされた適切なコネクタ３０６において終了する。同軸ケーブル３０２は、器具の遠位端部（図３の右側）へＲＦおよびマイクロ波信号を伝送する。

同軸ケーブル３０２の遠位端部は、ショートまたは破壊が起こるのを防ぐよう、同軸ケーブルの本体と円筒状のキャップの間に位置するガラス玉またはセラミックディスクのような絶縁構成要素３０８において終了する。代わりに、マイクロ波ケーブル内の誘電体を、同軸ケーブルの外側導線を越えて例えば０．１ｍｍから０．２ｍｍ延長してもよい。同軸ケーブルの外側導線３１０は絶縁構成要素３０８で止まるが、内側導線３１２は絶縁構成要素３０８を通って続き、深い凝固に最良のインピーダンスマッチを与えるよう、断熱構成要素３０８上に（シミュレーションを用いて）選択された長さで突出する。突出する長さは、円筒状セラミック（または他の適切な誘電体または磁気物質）キャップ３１４によって囲まれ、それはドーム３１６、例えば半球内のその遠位端部において終了する。内側導線３１２は、ドーム３１６からわずかに突出する。内側導線３１２および円筒状キャップは、機器の第１の電極として機能する。

スリーブ３１８は同軸ケーブル３０２を囲み、同軸ケーブル３０２の外表面とスリーブ３１８の内表面の間に環状の空間３２０を形成する。スリーブ内に同軸ケーブル３０２を位置付けるのに、放射状の支持構成要素またはスペーサ（図示せず）を使用してもよい。環状の空間３２０を、器具の遠位端部にガスを輸送するのに使用してもよい。基部３１８はその側表面に、ガス供給線に連結されるポート３２２を有する。ガス密閉部３２４は、０リングなどであってもよいが、ガスの漏出を最小化するためにスリーブ３１８とコネクタ３０６の間の接合部に設けられる。ポート３２２内に導入されたガスは、従って環状の空間３２０に沿って流れ、器具の遠位端部においてそれを出る。

スリーブ３１８は、その長さに沿ってその遠位端部までつながる導電性の内表面３２１を有する。例えばスリーブは、外表面にポリイミドの裏張りがあるステンレス鋼シャフトを備えてもよい。その導電性の内表面３２１は、同軸ケーブル３０２の外側導線３１０に電気的に接続される。この実施形態では、これは環状の空間３２０内に据え付けられた導電性メッシュ３２８によってなされる。メッシュは多孔性であり、従ってガスがそれを通って流れることを可能にし、一方でまた電気接続を提供する。これは、電気的に接続されたスプリングまたは複数の小さなワイヤを用いても達成可能であり、すなわち導線または電極３１０および３２１の１つまたは両方の面にはんだづけまたは波形加工または捕捉される。少なくとも２つ、理想的には少なくとも４つの導線の円周の周囲の円周接点を設けることが、マイクロ波エネルギーが損なわれずに伝搬するのに充分優れた電気接触を確実にできる。必要とされる必要な電気接触をつくり、一方でガスがプラズマ生成領域またはプラズが形成される装置の遠位端部へ流れることもまた可能にするため、導線のうちの１つの中／上に複数のくぼみまたは部分的な波形（例えば約半分）を付けることが可能および望ましいかもしれない。

スリーブの導電性内表面３２１は、その遠位の長さに沿った、円筒状キャップ３１４と長手方向に重なることが可能な、（例えば石英、セラミックなどで作られた）絶縁チューブ３３０によりさらに覆われる。導電性内表面３２１および絶縁チューブ３３０は、機器の第２の電極として機能する。

スリーブ３１８は、例えばポリイミドなどで形成された外側保護シース３０４とともに有される。保護シース３０４は、環状スネア基部３３２内で、その遠位端部において終了する。スネア基部３３２を、適切な絶縁物、例えば低損失マイクロ波セラミック、ＰＴＦＥ、ＰＥＥＫ、ナイロンなどから製造してもよい。

外側シース３０４は、装置の近位端部から遠位端部まで一対のプルワイヤ３３４の通路を画定する。それぞれのプルワイヤ３３４は、送達路（すなわちスネア基部内に形成された通路）経由でスネア基部３３２を通る。対のプルワイヤ３３４は、それらの遠位端部においてスネアのループを形成するワイヤ３３８の長さのそれぞれの端部３３６にそれぞれ接合される。対のプルワイヤ３３４は、それらの近位端部においてシース３０４に対して移動可能なスライダメカニズム３４０にそれぞれ接合される。スライダメカニズム３４０を、ユーザが操作して、シース３０４から突出するワイヤ３３８の長さを調整し、それによって装置の遠位端部においてワイヤ３３８の長さにより形成されるループの直径を制御することが可能である。ワイヤ３３８の長さは、スリーブ内の通路に入るためそれが変形するが再度引き出されるときそのループ形状を回復するのを可能にする、形状保持特性を有してもよい。

ハンドル３４２が近位端部でシースに固定され、ループが回転されるのを可能にする。シース３４２は、ハンドル３４２にかけられたトルクを効率的に変換するため、内部の金属編組を有するケーブルを備えてもよい。

装置は内視鏡の器具路に沿って挿入されるので、その遠位端部の損傷を防ぐため、摺動可能なチューブ状カバー３４４がシース３０４の遠位端部に据え付けられる。プルワイヤ３４６は、チューブ状カバー３４４からスネアの近位端部のハンドル３４８へ伸びる。ハンドル３４８をユーザが操作して、伸縮自在ループ３３８をカバー３４４で摺動してもよい。使用中、カバー３４４はシース３０４の上方を摺動して戻り、伸縮自在ループ３３８を露出する。

この実施形態では、伸縮自在ループ３３８は「コールド」スネアとしてはたらき、すなわちそれは電気機能を実行しない。伸縮自在ループ３３８を、任意の適切なワイヤ状の絶縁性物質、例えばニチノール、ナイロンなどから製造してもよい。

器具の残りの部分は、以下のステップを取ることによって伸縮自在ループ３３８が囲む領域内でプラズマを生成するよう構成される。
−器具の遠位領域へ（（すなわち石英チューブ３３０および円筒状キャップ３１４の間の領域へ）ガスを供給する
−同軸ケーブルを通してＲＦエネルギーのパルスを送信し、遠位領域内で高電場を生成することによりその領域においてガス内にプラズマを当てる
−同軸ケーブルを通してマイクロ波エネルギーのパルスを送信し、プラズマを維持または保持し、適切な治療が行われるのを確実にする

パルスの打ち込みおよび維持が常に同期されるように、マイクロ波パルスの特性（例えば立ち上がりエッジ）によりＲＦパルスを自動的に誘発してもよい。ＲＦパルスは、プラズマを当てる電場の設定に適切な電圧を有するよう構成される。電圧は、１５０Ｖから１５００Ｖピークの間、より望ましくは２５０Ｖおよび７５０Ｖピークの間であってもよい。ＲＦパルスの周波数は１００ｋＨｚから１ＭＨｚの間であってもよく、例えば０．５μｓから１０ｍｓの間の持続時間を有する時間ゲートである（例えば検出されたマイクロ波パルスに基いた）正弦波状波形または信号のウィンドウまたはバーストを有してもよい。

プラズマの状態をチェックするため、供給されたマイクロ波電力を（例えば前方および反射マイクロ波信号を測定することにより）監視してもよい。

前述の実施形態で、プラズマはＲＦ信号により当てられる。他の実施形態では、内側導線と外側導線の間の密な近接がマイクロ波信号から高電場が生成されることを可能にするので、プラズマはマイクロ波信号のみにより当てられてもよい。例えば、器具の遠位端部に２５ＷのＣＷマイクロ波電力を供給することが可能であれば、それからこれは充分に高い電場を生成しうる。マイクロ波フィールドを用いてプラズマを当てる１つの可能な手段は、プラズマが当てられる時間にプラズマ生成領域内の２つの導線間の距離を減少し、それが当てられると、プラズマが維持されるのに最適な環境（インピーダンス）をつくるため、それから再度距離を増加することである。

図４Ａおよび図４Ｂは、本発明の他の実施形態である電気手術器具３５０の概略断面図である。図３と共通の構成要素には同一の参照番号が付され、再度記載しない。

図４Ａおよび図４Ｂの実施形態は、伸縮自在ループ３３８による外科用スネア形態が、電気的にアクティブである点で図３の実施形態と異なる。この実施形態では、ループ３３８およびプルワイヤ３３４の少なくとも遠位端部は、導電性素材（例えば金属ワイヤ）で製造される。

ループ３３８は、導電性接触構成要素３５２を介して同軸ケーブル３０２の外側導線３１０に電気的に接続される。導電性接触構成要素３５２はスリーブ３１８の外表面に据え付けられ、導電性内表面３２１に電気的に接続され、それが次に同軸ケーブル３０２の外側導線３１０に電気的に接続される。接触構成要素３５２は、スリーブ３１８の上方に装着する張り出したチューブであってもよい。導電性内表面３２１は、接触構成要素３５２に触れるよう、スリーブを通って突出する１つまたは複数のタブを有してもよい。チューブの張り出した遠位端部は、プッシュワイヤ３３４および／またはループ３３８の導電性部分に隣接する。

この実施形態では、スリーブ３１８は、同軸ケーブル３０２に対して長手方向に摺動するよう構成される。これを達成するため、スリーブ３１８は、近位基部３５４内に伸縮式に摺動可能に据え付けられる。流体密閉を維持するよう、摺動界面においてＯリング３２５を装着してもよい。プルワイヤ（図示せず）がコネクタ３０６を通って伸び、同軸ケーブルに対するスリーブ３１８の位置決めを補助してもよい。プルワイヤを手動で操作してもよく、または例えばステッパモータまたはリニアモータといった自動化された制御メカニズムに接続してもよく、それらは例えばコントローラからの制御信号に基いてスリーブ３１８の位置を自動的に制御可能である。

摺動可能なスリーブは、器具が２つの構成を採用するのを可能にする。第１の構成で、図４Ａに示されるように、スリーブ３１８の導電性内表面３２１は円筒状キャップ３１４と長手方向に並んでいる。この構成は、ＲＦまたはマイクロ波信号が器具に供給されるとき、高電場を示す高インピーダンス領域を設定する。この構成で器具を、プラズマ、例えば表面凝固のための熱プラズマ、または殺菌のための非熱プラズマを、プローブの遠位端部から供給するように適応してもよい。この作動モードが、図３に示された装置に対応する。フィールドがスリーブ内で保護されるので、接地したループの存在は、プラズマの打ち込みに実質的に影響しない。

マイクロ波検出信号からコントローラ内で判断された反射減衰量またはインピーダンスミスマッチの検出に基き、マイクロプロセッサを、同軸ケーブルに対する摺動スリーブの位置を調整する制御信号を出力するよう構成してもよい。この制御は、例えば予め設定された必要とされるマッチまたは反射減衰量、例えば１０ｄＢ（マイクロ波エネルギーの９０％がプラズマ内に供給される）を維持するよう、プラズマが生成されているときに行ってもよい。

第２の構成では、図４Ｂに示されるように、スリーブ３１８は同軸ケーブル３０２に対して摺動して戻され、装置の遠位端部において円筒状キャップ３１４の長さを露出する。露出された端部は、モノポールマイクロ波放射アンテナとして機能する。この構成で、マイクロ波信号は、ガス無しで同軸ケーブルへ供給される。マイクロ波信号は、非イオン化照射フィールドにおいて放射される。遠位放射モノポールにおいて供給される非イオン化マイクロ波電力のレベルは、２．５Ｗから５０Ｗの間の持続波電力であってもよい。レベルは、血流速度または凝固されている血管のサイズによって決まる。電力レベルもまた、発生器からアプリケータまたはアンテナへマイクロ波エネルギーを供給するのに使用されるマイクロ波送信ケーブルの特性によって決まる。

プルワイヤ３３４の導電性部分で進行波を設定するように、円筒状キャップ３１４に供給されるマイクロ波エネルギーを合わせてもよく、プルワイヤ３３４からそれがワイヤループ３３８内に伝送され、ワイヤループ３３８から放射する。放射されたフィールドの強度はループの遠位端部で最大であり、そこでプルワイヤのそれぞれからの進行波が出会う。

マイクロ波エネルギーをパルスのシーケンスまたはマイクロ波エネルギーのバーストとして供給してもよく、それによって機械力が続き、またはマイクロ波凝固エネルギーのバーストの中に組み込まれる。例えば１つの起動特性は、１０秒間に１０Ｗのマイクロ波電力の印加、および１０秒の時間枠内より短い時間の機械力の印加を含んでもよく、すなわち機械的およびマイクロ波エネルギーがともに供給され、マイクロ波エネルギーが常に印加されるが、機械的エネルギーはマイクロ波エネルギーの印加のウィンドウ内で間隔を置いて印加される。

円筒状キャップ３１４の遠位端部は導電性ドーム内で終了してもよく、それがスネアが囲む領域内の電力密度が円筒状キャップ３１４の遠位端部で過度に高く集中しないことを確実にするよう補助する。

Claims (25)

1. ラジオ波（ＲＦ）および／またはマイクロ波周波数電磁（ＥＭ）エネルギーを伝送する同軸ケーブル、ならびに前記同軸ケーブルの遠位端部に接続されて前記ラジオ波（ＲＦ）および／またはマイクロ波周波数電磁（ＥＭ）エネルギーを受信するプローブ先端部を有する細長いプローブと、
   前記細長いプローブを通して前記プローブ先端部へガスを伝送するガス通路と、
   前記プローブ先端部に据え付けられた、前記プローブ先端部を越える生体組織を含む領域を囲む伸縮自在ループと
   を備え、
   前記同軸ケーブルは内側導線、外側導線、および前記外側導線から前記内側導線を分離する誘電物質を有し、
   前記プローブ先端部は前記同軸ケーブルの前記内側導線に接続された第１の電極、および前記同軸ケーブルの前記外側導線に接続された第２の電極を有し、
   前記第１の電極および前記第２の電極は、前記伸縮自在ループに囲まれた領域内に熱プラズマまたは非熱プラズマを生成するように、前記ガス通路から受け入れられたガスの流路をわたって前記受信されたＲＦおよび／またはマイクロ波周波数ＥＭエネルギーから電場を生成するよう構成された、
   外科用スネア。
2. 前記第１の電極および前記第２の電極が第２の構成へ互いに対して移動可能であり、前記第２の構成で、前記プローブ先端部から外側にマイクロ波ＥＭフィールドを放出する放射構造を形成するよう、前記第１の電極が前記第２の電極を越えて遠位に伸長する、請求項１に記載の外科用スネア。
3. 同軸ケーブルの遠位端部においてスネア基部を備え、前記スネア基部は一対の送達路を有し、それぞれの前記送達路は前記伸縮自在ループを形成する導電性物質の長さを受け入れ、前記第２の構成で、前記第１の電極が、マイクロ波放射モノポールアンテナとしてはたらくよう前記伸縮自在ループに囲まれた前記領域内へ突出する遠位部分、および前記対の送達路に沿って前記スネア基部を通って伸びる近位部分を備える、請求項２に記載の外科用スネア。
4. 前記細長いプローブが前記同軸ケーブルを囲むスリーブを備え、前記ガス通路が前記スリーブの内側表面と前記同軸ケーブルの外側表面の間の空間である、前述のいずれかの請求項に記載の外科用スネア。
5. 前記第２の電極が前記スリーブの遠位端部に形成され、前記スリーブが前記同軸ケーブルに対して伸縮自在である、請求項４に記載の外科用スネア。
6. 前記第１の電極が、前記同軸ケーブルからＲＦおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギーを受信するよう接続されたマイクロ波放射モノポールアンテナ構造である、前述のいずれかの請求項に記載の外科用スネア。
7. 前記マイクロ波放射モノポールアンテナ構造が、前記外側導線を越えて突出し、誘電素材のシリンダを通って伸び、その半球状の遠位端部において突出する前記同軸ケーブルの前記内側導線の長さを囲む半球状の遠位端部を有する誘電素材のシリンダを備える、請求項６に記載の外科用スネア。
8. 前記シリンダの前記半球状の遠位端部から突出する前記内側導線の前記長さの端部が、半球状に形作られた、請求項７に記載の外科用スネア。
9. 前記第１の電極および前記第２の電極、または前記伸縮自在ループを形成する導電性物質の長さが、前記同軸ケーブルにより伝送されるＲＦ信号の活性電極およびリターン電極を形成する、請求項３に記載の外科用スネア。
10. 前記同軸ケーブルの前記外側電極が、前記第２の電極または前記同軸ケーブルの前記外側電極に対して摺動可能でありガスがそれを通って流れるのを可能にするガス浸透性導電性構造により、前記第２の電極に接続された、請求項２に記載の外科用スネア。
11. 前記ガス浸透性導電性構造が、導電性メッシュ、放射状に伸びる導電性ワイヤまたはスプリングのケージ、および複数の円周状に離間された放射状に突出するくぼみのうちいずれか１つである、請求項１０に記載の外科用スネア。
12. 前記ガス浸透性導電性構造が、前記第２の電極にはんだづけまたは波形加工された、請求項１０または請求項１１に記載の外科用スネア。
13. 前記プローブが、内視鏡の器具路を通って挿入可能である、前述のいずれかの請求項に記載の外科用スネア。
14. 前記スリーブが、前記伸縮自在ループの面の方向の調整を可能にするよう、回転可能な編組ケーブルを備える、請求項４に記載の外科用スネア。
15. 前記伸縮自在ループが、前記同軸ケーブルの前記遠位端部を越えて伸びるワイヤを備え、前記ワイヤは前記同軸ケーブルの前記遠位端部に位置する２つの端部の間で自然にループ形状を採用するよう構成された、前述のいずれかの請求項に記載の外科用スネア。
16. 前記伸縮自在ループが、前記２つの端部の間でワイヤの長さを変更するよう調整可能である、請求項１５に記載の外科用スネア。
17. 第１の周波数を有するＲＦ電磁（ＥＭ）照射を生成するラジオ波（ＲＦ）信号発生器と、
    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照射を生成するマイクロ波信号発生器と、
    前記ＲＦ ＥＭ照射および前記マイクロ波ＥＭ照射を受信するよう接続された前述のいずれかの請求項に記載の外科用スネアと、
    前記細長いプローブを前記ＲＦ信号発生器に接続するＲＦチャネル、および前記細長いプローブを前記マイクロ波信号発生器に接続するマイクロ波チャネルを備える、前記ＲＦ ＥＭ照射および前記マイクロ波ＥＭ照射を前記プローブに伝送する送達構造と、
    前記外科用スネアにガスを供給するよう接合されたガス供給部と、を備え、
    機器はその伸縮自在ループに囲まれた領域内に熱プラズマまたは非熱プラズマを供給するよう作動可能である、
    電気手術機器。
18. 前記第１の電極および前記第２の電極が第２の構成へ互いに対して移動可能であり、前記第２の構成で前記プローブ先端部から外側にマイクロ波ＥＭフィールドを放出する放射構造を形成するよう、前記第１の電極が前記第２の電極を越えて遠位に伸長し、
    前記機器が、前記第１の電極および前記第２の電極へのガス供給なしにそれらが前記第２の構成にあるとき、前記プローブ先端部から外側に非イオン化電場を放出するよう作動可能である、
    請求項１７に記載の電気手術機器。
19. プラズマを当てるため流路にわたり高電場を生成するように、ＲＦ ＥＭエネルギーのパルスが前記プローブに供給される状態を起こすよう構成された打ち込み信号生成回路を備え、前記打ち込み信号生成回路は、ＲＦ ＥＭエネルギーのパルスの生成を誘発するよう、前記マイクロ波チャネル上のマイクロ波ＥＭエネルギーのパルスの検出可能な特性を使用するよう構成された制御回路を含む、請求項１７または請求項１８に記載の電気手術機器。
20. マイクロ波チャネル上の前方および反射電力をサンプリングし、それからプローブにより供給されたマイクロ波電力を示すマイクロ波検出信号を生成するマイクロ波信号検出器と、
    マイクロ波検出信号を受信するようマイクロ波信号検出器と通信するコントローラと、を備え、
    コントローラはマイクロ波ＥＭエネルギーのエネルギー送達特性を選択するよう作動可能であり、マイクロ波ＥＭエネルギーのエネルギー送達特性は組織の凝固に関するものであり、
    コントローラはマイクロ波信号発生器に対するマイクロ波制御信号を出力するようプログラムされたデジタルマイクロプロセッサを備え、マイクロ波制御信号はマイクロ波ＥＭエネルギーのエネルギー送達特性を設定するものであり、
    コントローラは受信されたマイクロ波検出信号に基きマイクロ波制御信号の状態を判断するよう構成された、
    請求項１７から請求項１９のいずれか１つに記載の電気手術機器。
21. コントローラが、
    プラズマを当てるため流路にわたり高電場を生成する打ち込みパルスと、
    生体組織を切除する連続波形
    からのＲＦＥＭエネルギーのエネルギー送達特性を選択するよう作動可能である、
    請求項２０に記載の電気手術機器。
22. 前記第１の電極と前記第２の電極の間の相対的な移動を起こす移動メカニズムを含み、前記コントローラが前記受信されたマイクロ波検出信号に基き制御信号を前記移動メカニズムに通信するよう構成された、請求項２０または請求項２１に記載の電気手術機器。
23. 前記移動メカニズムが、リニアモータ、ステッパモータ、圧電アクチュエータ、および磁歪アクチュエータのうちいずれか１つを備える、請求項２２に記載の電気手術機器。
24. 前記コントローラが、前記プローブからの反射減衰量を少なくとも１０ｄＢの値で維持するように、前記移動メカニズムを調整可能に制御するよう構成された、請求項２２または請求項２３に記載の電気手術機器。
25. プラズマを当てるため流路にわたり高電場を生成するように、前記マイクロ波信号発生器がマイクロ波ＥＭエネルギーの打ち込みパルスを前記プローブに供給する状態を起こすよう前記コントローラが構成された、請求項１９に記載の電気手術機器。

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