(57)【要約】  封止するべき血管（２３６）を挟むよう可動である１対の対向するクランピング部材（２３２，２３４）を含む器具先端部を有する血管封止器具（２３０）。クランピング部材は、局所化された無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギおよびマイクロ波ＥＭエネルギを別個にまたは同時に血管に送達可能なエネルギ送達構造を含む。ＲＦ  ＥＭエネルギおよびマイクロ波ＥＭエネルギは、同軸ケーブル（２４２）からエネルギ送達構造内で受取られる。各エネルギ送達構造は、平面状誘電体層によって分離される第１および第２の導電性エレメントを含む。第１および第２の導電性エレメントはそれぞれのクランピング部材の対向する表面に配置されて、ＲＦ  ＥＭエネルギを電導により生体組織に送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エネルギを対向する表面から生体組織に照射するアンテナとして働く。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
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（または切開）器具であって、
自己から細長いプローブ部材が延在している手持ち本体を備え、前記プローブ部材はその遠位端において、クランプ機構を含む器具先端部を有し、クランプ機構は対向するクランプ部材の対を有し、前記クランプ部材の対は、生体血管（たとえば血管）を受入れるための開いた形態と受入れた生体管の対向する側部を接触させるための閉じた形態との間で互いに対して可動であり、対向するクランプ部材の一方または両方はエネルギ送達構造を含み、前記エネルギ送達構造は第１の誘電材料からなる本体と、前記第１の誘電材料によって分離される第１の導電性エレメントおよび第２の導電性エレメントを含み、さらに
前記手持ち本体に接続される同軸供給ケーブルを備え、前記供給ケーブルは内側導体、前記内側導体と同軸の外側導体、ならびに前記外側導体および内側導体を分離する第２の誘電材料を含み、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、手持ち本体に搬送するためのものであり、
前記内側導体は前記または各第１の導電性エレメントに電気的に接続され、前記外側導体は前記または各第２の導電性エレメントに電気的に接続されて、前記器具先端部の一方または両方の対向する表面がＲＦ信号およびマイクロ波信号を独立して放出できるようにし、
前記第１および第２の導電性エレメントは：
電導によってＲＦ  ＥＭ放射を生体組織に送るために、能動および帰還電極として働くよう、および
マイクロ波ＥＭエネルギを対抗する表面から生体組織に放射するために、アンテナとして働くよう、それぞれのクランプ部材の対向する表面上に配置されている、器具。
【請求項２】
両方の対向するクランプ部材はそれぞれエネルギ送達構造を有し、クランプ機構の両方の対向する表面は、ＲＦ  ＥＭエネルギおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギを生体組織に送達するよう独立して制御可能である、請求項１に記載の器具。
【請求項３】
各クランプ部材の第１および第２の導電性エレメントならびに第１の誘電材料は、局所帰還経路を有する、バイポーラ放出構造として構成される、請求項１に記載の器具。
【請求項４】
前記クランプ部材は、閉じた形態にある場合に、受入れた生体組織に力を与える、請求項１に記載の器具。
【請求項５】
前記バイポーラ放出構造は平行板配置であり、前記第１の誘電材料は平坦シートであり、前記第１および第２の導電性エレメントは平坦シートの対向する側に形成される導電層であり、平行板配置の放射エッジはそれぞれのクランプ部材の血管接触面に露出される、請求項３に記載の器具。
【請求項６】
前記クランプ部材の対向する表面は丸められているまたは湾曲している、請求項１に記載の器具。
【請求項７】
前記対向する表面の形状は凹状、または凸状、または平坦である、請求項１に記載の器具。
【請求項８】
前記平行板配置の露出した放射エッジは、クランプ部材の長さにそろえられている、請求項５に記載の器具。
【請求項９】
各クランプ部材は、それぞれの対向表面に沿って配置される複数のエネルギ送達構造を有する、請求項１に記載の器具。
【請求項１０】
前記第１誘電材料ならびに前記第１および第２の導電性エレメントは、進行波アンテナとして構成される、請求項１に記載の器具。
【請求項１１】
前記第１の導電性エレメントは、クランプ部材のそれぞれの対向する面において第１の誘電材料の外方向に面する表面を被覆するメタライゼーション層であり、複数のスロットがメタライゼーション層に形成されて第１の誘電材料を露出する、請求項１０に記載の器具。
【請求項１２】
前記手持ち本体は、クランプ部材の動きを制御するためのクランプ操作アクチュエータと、クランプ機構の対向する表面からエネルギ送達を能動化するために、クランピングと独立して操作可能であるエネルギ能動化スイッチとを含む、請求項１に記載の器具。
【請求項１３】
前記同軸供給ケーブルはハウジング内を通って延在し、パワー分割装置に接続され、パワー分割装置はクランプ部材の第１および第２の導電性エレメント間で、供給ケーブルによって送られたＲＦ  ＥＭエネルギおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギを分割するよう動作可能である、請求項１に記載の器具。
【請求項１４】
前記クランプ機構は、２つ以上の対向するクランプ部材対を含む、請求項１に記載の器具。
【請求項１５】
前記エネルギ送達構造は、血管内に６ｍｍから７ｍｍの間の浸透深さで無方向性マイクロ波ＥＭ場を生成するよう構成されている、請求項１に記載の器具。
【請求項１６】
請求項１から１５のいずれかに記載の電気手術切除（または切開）器具で使用するための外科血管封止方法であって、前記方法は：
（ｉ）  クランプ機構から圧力を与えて血管の壁を互いに近づくよう押して、管腔内の内容物が横に押出され、内部血管壁および外部血管壁を無傷でかつ互いに接触した状態にする機械的ステップと、
（ii）  コラーゲンの変性および変性コラーゲン鎖のモビライゼーションを開始するため、第１の波形を有するマイクロ波ＥＭエネルギおよび／またはＲＦ  ＥＭエネルギを与える第１の電気加熱ステップと、
（iii）  コラーゲンを固定またはコラーゲンを互いに溶融するため、第２の波形を有するマイクロ波ＥＭエネルギおよび／またはＲＦ  ＥＭエネルギを与える第２の電気加熱ステップとを備える、方法。
【請求項１７】
前記第２の電気加熱ステップの後、前記器具の放射エッジから管にＲＦ  ＥＭエネルギを与える切断ステップを備える、請求項１６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
発明の背景
外科的切除は、肝臓または脾臓といった、人間または動物の体内の血管の多い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。
【０００３】
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。
【０００４】
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。
【０００５】
血管封止および切除技術は、直径１から７ｍｍ以上の血管、動脈、または静脈の恒久的閉塞に係わる。封止において耐えなければならない圧力は、心臓のポンプ圧である。
【０００６】
血管封止は一般に多段階のプロセスである。第１の段階において、外部圧力が血管の壁に与えられて組織の量を機械的に減少させ、細胞壁内の組織を変位させ、内部および外部の血管表面は互いに近づく。第２の段階において、熱が与えられて血管壁のコラーゲンを変性させて、内部および外部壁の基質構造の混合を引起す。この構造を固定するために、加熱が第３の段階として必要であり得る。
【０００７】
血管を切除する場合、３つの封止が、特に大きい血管の場合に、設けられる。封止のうちの２つは、心臓に最も近い切除場所の側部にある。次に、血管はＲＦエネルギまたは機械ブレードによって切除（すなわち分割）される。後のコラーゲン増殖により、新しい繊維が変性コラーゲンに入り、血管は閉塞位置で「成長」する。
【０００８】
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、細胞膜はこの圧力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。
【０００９】
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。
【００１０】
血管、すなわち小静脈を切った場合、血液が流れ、そのときに凝固カスケードを開始するためにフィブリンゲン、すなわちファクタ８などのヘパリンが放たれ、細胞を捉えるフィブリンのネットワークがあり、軟らかい栓が形成されてここに新しい組織を作る芽細胞が侵入する。
【００１１】
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。
【００１２】
米国特許第６，５８２，４２７号が開示している電気手術システムは、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】
【課題を解決するための手段】
【００１３】
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。
【００１４】
最も一般的に、本発明は器具先端部を有する電気手術器具を提供し、（たとえばピンセットや外科用鋏と似ている）クランプ機構を備え、対向するクランプ部材の一方または両方は、生体組織に局所無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギおよびマイクロ波ＥＭエネルギを両方放出することができるエネルギ送達構造を含む。クランプ部材はエネルギを別個にまたは同時に送達することができる。ＲＦ  ＥＭエネルギおよびマイクロ波ＥＭエネルギは別個にまたは同時に送ることができる。ＲＦ  ＥＭエネルギは局所的態様で（能動および帰還電極は同じクランプ部材上にある）、およびより遠隔な態様で（たとえば、能動電極および帰還電極は対向するクランプ部材上にある）、のどちらでも送達することができる。
【００１５】
本発明の電気手術器具は、外科的血管封止プロシージャ、たとえば直径が７ｍｍまでの血管に対してクリップまたは結紮糸と同じ働きをなす封止を作成するために、用いることができる。このような外科的血管封止プロシージャは以下を含み得る：（ｉ）機械的ステップであって、クランプ機構から圧力を与えて血管の壁を互いに近づくよう押して、管腔内の内容物が横に押し出され、内部血管壁および外部血管壁を無傷でかつ互いに接触した状態にし、（ii）第１の電気加熱ステップであって、コラーゲンの変性および変性コラーゲン鎖のモビライゼーションを開始するため、第１の波形を有するマイクロ波ＥＭエネルギおよび／またはＲＦ  ＥＭエネルギを与え；（iii）第２の電気加熱ステップであって、コラーゲンを固定またはコラーゲンを互いに溶融するため、第２の波形を有するマイクロ波ＥＭエネルギおよび／またはＲＦ  ＥＭエネルギを与える。上述の封止プロシージャは、切断ステップを含む切断プロシージャの前に行なうことができ、切断ステップはＲＦ  ＥＭエネルギを、器具の放射エッジから血管に与える。このプロセスにおいて、新しいコラーゲンは古いコラーゲン基質に侵入し、血管は閉じた位置で「成長」して恒久的封止をもたらす。
【００１６】
本発明に従い、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（または切開）器具が設けられる。当該器具は、手持ち本体であってそこから長手プローブ部材が延在し、プローブ部材はその遠位端において器具先端部を含み、器具先端部は、生体管（たとえば、血管）を受入れるための開いた形態と受入れた生体管の対向する側部を接触させるための閉じた形態との間で互いに相対して可動である１対の対向するクランプ部材を有するクランプ機構含み、対向するクランプ部材の一方または両方は、第１の誘電材料からなる本体、ならびに第１の誘電材料によって分離される第１の導電性エレメントおよび第２の導電性エレメントを含むエネルギ送達構造と、手持ち本体に接続される同軸供給ケーブルとを含み、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は別個に手持ち本体に搬送することができる。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出すことを可能にする。第１および第２の導電性エレメントは、電導によってＲＦ  ＥＭ放射を生体組織に送るために、能動および帰還電極として、ならびにマイクロ波ＥＭエネルギを対抗する表面から生体組織に放射するために、アンテナとして働くよう、それぞれのクランプ部材の対向する表面に配置されている。
【００１７】
エネルギ送達構造は、ＲＦ  ＥＭエネルギ用の局所的帰還経路を提供するよう配置されている、すなわち帰還電極は能動電極と同じ血管側にある。好ましくは、対向するクランプ部材の両方はこのようなエネルギ送達構造を有し、クランプ機構の対向する表面の両方は独立して制御可能であって、ＲＦ  ＥＭエネルギおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギを生体組織に送る。
【００１８】
対向するクランプ部材の一方のみがエネルギ送達構造を有する実施の形態において、対向するクランプ部材は上に帰還電極が形成されて、局所ＲＦ帰還経路に加えて、より従来の血管横断ＲＦ帰還経路を提供する。
【００１９】
本発明は、出血肝床または脾臓において止血を達成するために用いることもできる。これは、放射ブレード構造を出血面上に与えて、出血血管の端部においてコラーゲンを変性させて収縮させ、自然の結紮糸とすることにより行なうことができる。これは付加的凝固によりさらに塞ぐことになる。
【００２０】
電気手術切除器具は血管封止装置として実現することができ、マイクロ波ＥＭエネルギを用いて、閉じた形態でクランプ機構内に保持される血管（たとえば、静脈、動脈など）を流れる生体流体（たとえば血液）を凝固させる。クランプ機構は、全体の封止プロセスにおいて一部をなすよう、特に血管を２つの部分に分けて、各端部は血液の損失を防ぐために塞がなければならない場合、血管に圧力を与えるために用いることができる。凝固流体は栓として働いて、血管の流体の流れをブロックする。この変性組織のプラグは、恒久的封止をなすプラグをもたらすのに適する浸透深さを有するマイクロ波場を用いることによって形成し得る。これは、収束させたマイクロ波場を用いて変性したコラーゲンに新しい繊維が広がって血管が閉塞位置で「成長」できることを可能にする条件をもたらすことによって行なわれる。組織内のＥＭ場の分布は、エネルギおよび細胞破壊が距離に比例して減少するものである。好ましい動作周波数において、この場は、６ｍｍおよび７ｍｍ間の距離にわたってその最大値の３７％までに減少し、その減衰は指数関数的である。ＲＦ  ＥＭエネルギを与えて、血管を切断することができる。封止および切断は、ＲＦおよびマイクロ波ＥＭエネルギだけで行なうことができるが、マイクロ波エネルギは封止するために用いられ、ＲＦエネルギは切断するために用いられる。クランピング機構は組織を切断するための鋭利な表面を必ずしも必要としない（および好ましくない）。閉じた形態における対向する表面間の最小距離は、不所望な物理的圧力が血管に与えられるのを防ぐために、しきい値より上に設定できる。封止プロセスを支援するために、力を血管に与えてもよい。
【００２１】
各クランプ部材上の第１および第２の導電性エレメントと第１の誘電材料とは、バイポーラ放出構造を形成することができ、各々は自己の局所優先的帰還経路を有する。これは、各クランプ部材がＲＦおよびマイクロ波エネルギを組織に独立して放射できる放射体として働き得ることを意味し、遠隔の帰還パッド／プレートまたは別のクランプ面上の第２の電極に依存しない。
【００２２】
クランプ部材の対向する表面（すなわち、血管接触面）は端部において丸められているまたは湾曲していてもよい。すなわち、鋭いエッジを含まない。生体組織（すなわち血管）は丸まったエッジ間でクランプされ、血管にマイクロ波およびＲＦエネルギが与えられて、血管が同時に切断および封止されることを可能にする。対向する表面の形状は平坦、凹状、または凸状であり得る。凹状または凸状である場合、曲率半径は、器具が封止するべき管の直径に基づいて選択することができる。対向表面の曲率半径を処置する管に整合させることは、器具が適切な熱範囲を有してマイクロ波エネルギを血管に送達できることを確実にして、（変性領域の中央において、）血管を切断するためにＲＦエネルギが配置された場合、血管が適切に封止され、かつ封止が破壊されないよう十分な凝固組織があるようにする。すなわち、プラグは、血管が恒久的に封止されて新しい組織の成長プロセスが促進できるような態様で、十分な大きさで形成される。たとえば、４ｍｍ径の血管は、８ｍｍ半径の放射体を使用することができ、６ｍｍの血管は１２ｍｍ半径の放射体を用いることができる。この配置において、ＲＦエネルギは、凝固領域の中央において組織を切断する。マイクロ波放射によってもたらされる放射パターンは無指向性であり得る。ここでは、変性塊の形状は球状であり得る。この場合、変性または再形成された組織の深さは、分断される血管の両側部壁内に浸透するプラグまたは変性組織の幅と同様である。すなわち、下方向への浸透深さは、分断された血管の端部に浸透するものと同じである。血管内に伝搬する場はプラグを形成する。マイクロ波場によって生成されたプラグの形成は指数関数的であり、変性された組織の浸透深さは、マイクロ波エネルギの周波数に依存する。場がその最大値の３７％に減衰したときの、生体組織への伝搬距離として規定される浸透深さは、血管および好ましい動作周波数における血液に対して好ましくは６ｍｍおよび７ｍｍの間にある。封止をもたらす変性組織の形状に影響するのは収束された熱であるので、加熱プロファイルは組織内に伝搬する電磁場のプロファイルに従って、変性組織の好ましい形状または分布をもたらす。好ましい動作周波数での浸透深さは、本発明を用いて、恒久封止の形成を促進し得る。
【００２３】
表１は、本願が扱っている切除および封止用途に含まれる代表的な組織構造ならびに５．８ＧＨｚのマイクロ波場でのそれぞれの浸透深さのリストを示す。
【００２４】
【表１】
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【００２５】
表１：代表的組織の種類および５．８ＧＨｚでの浸透深さ
この情報は、離断プロセスを助けるのに用いられる下方向への作用（すなわち、血管を横断）、およびプラグを生成するのに用いられる横方向への作用（すなわち、血管に沿って長手方向）の所望の程度は、６ｍｍおよび７ｍｍ間であることを示す。
【００２６】
最初のエネルギ吸収期間の際の組織の温度上昇は、比吸収率（ＳＡＲ）の値に線形的に比例し、比吸収率自体は誘起電場の二乗に比例するので、組織内の温度上昇は電場の二乗に比例し、電場の二乗は組織内の浸透深さに従い、指数関数的に減衰する。この情報を用いて、血管を封止するために形成されるプラグについての形成および深さを予測する（すなわち、前もって行う）ことができる。
【００２７】
クランプ機構は、手術用鋏またはピンセットや他の従来の切断装置構造と類似し得る。このような場合のクランプ部材の対向する表面は、切断構造体のブレードのエッジに沿って配置され得る。一実施の形態において、第１の誘電材料は平面状シートであり、第１および第２の導電性エレメントは、平面状シートの両側に形成される導電層である。ＲＦ  ＥＭエネルギおよびマイクロ波ＥＭエネルギは、クランプ機構の対向する表面の一方で露出する積層構造（平行板放射構造とも呼ばれる）のエッジで放出され得る。
【００２８】
好ましくは、積層構造の露出したエッジは、クランプ部材の長さにそろえられる（たとえば、その各々の外科用鋏ブレードにそろえられる）。この配列において、積層構造の面は、クランプ部材が開いた形態と閉じた形態との間で互いに動く面に平行である。この配置により、どのような長さの血管をも封止できるという利点を呈する。すなわち、封止する血管の位置は、切断装置のアームの長さによって制限されない。さらに、封止装置の全体の大きさをできるだけ小さくする点で利点を呈する。これは装置を体の中で容易に操作でき、装置をアクセスまたは視認性が制限されている体の領域で用いることを可能にする。
【００２９】
しかし別の実施の形態において、積層構造の露出エッジは、クランプ部材の長さに対して角度が付いていてもよい。たとえば、垂直であってもよい。
【００３０】
各クランプ部材は、それぞれの対向する表面に沿って配置される複数の積層構造を有することができ、これは封止することができる血管の被覆領域または大きさを増加させる。
【００３１】
別の実施の形態において、第１の誘電材料ならびに第１および第２の導電性エレメントは、進行波アンテナとして配置することができる。ここでは、第１の導電性エレメントは、クランプ部材のそれぞれの対向する表面における第１の誘電材料の外に向かっている表面を被覆するメタライゼーション層であり得る。第１の誘電材料を露出するよう、メタライゼーション層に複数のスロットを形成することができる。第２の導電性エレメントは、メタライゼーション層と反対の第１の誘電材料の表面上に形成される供給線であってもよい。均一な場が生成されることを確実にするために、スロットの長さ（すなわち放射開口）は、器具先端部の遠位端に向かって（すなわち、供給点からの距離が長くなるにつれ）増加し得る。スロットは、クランプ部材の長さに沿って、または垂直に配置され得る。
【００３２】
手持ち本体は、クランプ部材を互いに動かすために、クランプ操作アクチュエータ、たとえば指操作レバーなどを含んでもよい。クランプ操作アクチュエータは従来のものであり得る。好ましくは、器具はクランプ機構の対向する表面からのエネルギ送達を起動させるために、クランプと独立して操作可能であるエネルギ能動化スイッチを含む。能動化スイッチは、手持ち本体上の指によって操作するトリガ、または別のフットスイッチであり得る。
【００３３】
同軸供給ケーブルは、ハウジングを通って器具先端部まで延在し得る。細長いプローブ部材は、供給ケーブルを収納するためのシャフト（たとえば、剛性の中空管）を含むことができる。クランプ機構は、対向するクランプ部材が回動するヒンジを含むことができる。同軸供給ケーブルはヒンジにおいて、パワー分割装置に接続することができ、これは各クランプ部材上の放射構造体間で供給ケーブルによって搬送されるＲＦ  ＥＭエネルギおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギを分割するよう動作する。パワースプリッタ装置は１つ以上の３ｄＢパワースプリッタを含む（必要なスプリッタの数は、供給するべき放射構造体の数に依存する）。好ましくは、パワースプリッタ装置は、各放射構造体に等しいパワー配分を送達するよう構成されている。各パワー配分は好ましくは同相であって、対向する表面において均一の組織効果を促進する。実施の形態において放射構造体が１つしか用いられない場合、パワースプリッタは必要ない。
【００３４】
クランプ機構は、対向するクランプ部材を１対以上含むことができる。たとえば、クランプ方向が直交する２対の対向するクランプ部材があり得る。この配置により、血管は四方が取囲まれることになり、コラーゲンの迅速かつ均一な変性を促進する、または血管を封止するためのプラグの形成を促進する。
【００３５】
特定の場合、特に径の大きい血管を恒久的に閉塞する場合、組織の量を機械的に減少させて細胞の壁内の組織を変性させることにより、血管の内側表面および外側表面を近接させるよう、最初に血管壁に外圧を与えるために、器具を用いる必要があるかもしれない。次に、コラーゲン増殖により新しい繊維が変性コラーゲンに侵入し、血管が閉塞位置に「成長」する。
【００３６】
血管壁のコラーゲンを変性させ、かつ内側壁および外側壁の基質構造の混合を引起すために、マイクロ波エネルギおよび／またはＲＦエネルギを与えることができる。さらに構造を固定するためにマイクロ波エネルギを用いてもよい。
【００３７】
より大きい血管、すなわち５ｍｍ以上の外径を有する血管では、３つの封止がしばしば行なわれ、２つの封止は心臓に最も近い端部で行なわれ、残りの1つは他方端で行なわれる。一実施の形態において、本発明の器具は１回の操作で２つのプラグを形成することができ、切断はプラグ間の領域で行なうことができる。実際には、血管を完全に切断または２つの部分に分割する前に血管がうまく塞がれていることを確実にするために、マイクロ波エネルギを用いて２つのプラグを形成したらＲＦ切断を行なうのが望ましいかもしれない。封止またはプラグは、収束されたマイクロ波エネルギだけを用いて生成することができ、マイクロ波エネルギを与えた後で、ＲＦエネルギがブレードに与えられて、血管を２つの部分に分ける。その後でコラーゲン増殖が引起されて新しい繊維が変性コラーゲンに侵入し、血管は閉塞位置において「成長」する。
【００３８】
こうして、本発明は１つ以上の対をなすまたは対向するクランプ部材を有する、血管封止および切断器具を提供することができ、各々のクランプ部材は、２つ以上の放射構造が用いられる場合には、平衡パワースプリッタを用いてパワー供給される平行板放射構造を有することができる。一実施の形態において、４つの平行板放射構造体は各々が１０Ｗを放出することができ、または２つの平行板放射構造体は各々が２０Ｗを放射することができる。放射面間にある血管内の流体は、マイクロ波エネルギを用いて凝固することができ、それにより血管は血液を失うことなく切断（封止）できる。ＲＦ  ＥＭエネルギ（切断するため）とマイクロ波ＥＭエネルギ（コラーゲン構造を変性させることによって凝固およびプラグを生成するため）との両方を各平行板配置から独立した態様で放射できること、すなわち場の分布は血管の大きさまたは２つの放射体の放射エッジ間の距離と独立していることは、当該器具の効能が血管の大きさ（直径）によって損なわれないまたは制限されないことを意味する。
【００３９】
細長いプローブ部材およびクランプ機構の大きさは、器具が必要とされる用途に依存し得る。たとえば、当該器具は、切開手術、腹腔鏡手術、ＮＯＴＥＳ、ＴＥＭＳ、およびシングルポート腹腔鏡手術で用いることができる。
【００４０】
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範囲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の周波数における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の周波数におけるエネルギ源用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。
【００４１】
マイクロ波エネルギを生成するために中心周波数あたりの小さなずれ、すなわち５．８ＧＨｚ±１００ＫＨｚを有する単一周波数源を使用することは、当該器具をより選択性のあるものにする面で利点を有する。これはマイクロ波エネルギを組織内に送達するために用いられるアンテナ構造体が高いＱで構成し得ることを意味する。ここでＱは、３ｄＢ帯域幅によって除算された中心周波数の比、またはサイクル当たりのエネルギ損失に対する蓄えられているエネルギの比率として規定されている。高いＱの構造体は、狭いインピーダンスの範囲でしか整合されないことを意味する。ここで導入されている構造は、特定の組織のインピーダンスに十分整合できること、つまり本構造体は特定の種類の組織にエネルギを有効に結合するが、他の種類の組織には結合しないことを意味する。これは当該器具が選択性を有し、処置を必要とする生体組織にだけエネルギを送達できるという利点を有する。
【００４２】
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。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】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２】図１に示される器具の底面斜視図である。
【図３Ａ】本発明の一実施の形態である、血管封止器具の概略側面図である。
【図３Ｂ】本発明の一実施の形態で使用するのに適する２つの放射ブレードの配置の概略側面図である。
【図３Ｃ】本発明の一実施の形態で使用するのに適する４つの放射ブレードの配置の概略側面図である。
【図４Ａ】本発明の別の実施例である、血管を凝固および切断するための血管封止器具を示し、クランプ放射ブレードは閉じて血管に接触している図である。
【図４Ｂ】クランプ放射ブレードが開いている、図４Ａの血管封止器具を示す図である。
【図５Ａ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を用いた、血管封止および切断プロセスのステップを示す図である。
【図５Ｂ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を用いた、血管封止および切断プロセスのステップを示す図である。
【図５Ｃ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を用いた、血管封止および切断プロセスのステップを示す図である。
【図６Ａ】本発明の別の実施の形態である血管封止器具の側面図である。
【図６Ｂ】本発明のさらに別の実施の形態である血管封止器具の側面図である。
【図７Ａ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を示し、クランプ放射ブレードは凹状の形状を有する側面図である。
【図７Ｂ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を示し、クランプ放射ブレードは凹状の形状を有する斜視図である。
【図８Ａ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を示し、クランプ放射ブレードは凸状の形状を有する側面図である。
【図８Ｂ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を示し、クランプ放射ブレードは凸状の形状を有する斜視図である。
【図９Ａ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を示し、クランプ放射ブレードは平坦である側面図である。
【図９Ｂ】本発明の一実施の形態である血管封止器具を示し、クランプ放射ブレードは平坦である斜視図である。
【図１０Ａ】本発明の別の実施の形態である、手持ち血管封止器具の概略図である。
【図１０Ｂ】図１０Ａに示される血管封止器具のクランプ放射ブレードに接近した図である。
【図１０Ｃ】図１０Ｂに示されるクランプ放射ブレードに製造される進行波アンテナ構造の概略図である。
【図１１Ａ】本発明の別の実施の形態である血管封止器具で用いるのに適するエネルギ送達構造の上面図である。
【図１１Ｂ】本発明の別の実施の形態である血管封止器具で用いるのに適するエネルギ送達構造の側面図である。
【図１１Ｃ】本発明の別の実施の形態である血管封止器具で用いるのに適するエネルギ送達構造の底面図である。
【発明を実施するための形態】
【００４４】
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、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のインピーダンスを整合させるよう選択されている。伝送線路の外側導体の端部と第１の導電層との間のスペースは、マイクロ波源および組織負荷間のインピーダンスの整合をも決定する。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、局所的組織切除もしくは凝固、または組織の変性を引起す。
【００４５】
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。
【００４６】
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の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（または信号加算器信号加算器）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。
【００４７】
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。
【００４８】
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、および構造体（源の一部をなす）と、生体負荷によって放射構造体に与えられる負荷インピーダンスとの間のインピーダンス整合を助ける。
【００４９】
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。
【００５０】
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。マイクロ波エネルギを一方または両側から、および／または遠位端から組織内に有効に照射できる構造体を作成するために用いられるモデルで使用する同軸ケーブル２８０は、（Micro-Coax社の）ＵＴ  ８５Ｃ−ＬＬである。
【００５１】
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であるが、本発明では、２ｍｍ以下にしてもよい。
【００５２】
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。
【００５３】
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。チューブは曲がった内視鏡を通るよう十分に短いことが好ましい。チューブの目的は、器具を支持し、内視鏡の端部において安定して保持することである。
【００５４】
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、構造を定位置に保持できるものなら、ほとんどどのような生体適合材料から形成されてもよい。なぜならこれらの材料は、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。
【００５５】
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、放射構造体部のインピーダンスが生体組織のインピーダンスと整合することを確実にする。
【００５６】
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。
【００５７】
誘電体シート１３０は好ましくい動作周波数（たとえば８ｍｍまたは２１ｍｍ）において波長長さのわずか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。
【００５８】
本発明は、上記と同様のアンテナ構造体を用いて、クランプ状器具構造体において、独立した放射エッジを提供する（ここでは「ブレード」と呼ばれるが、鋭利である必要はない）。クランプ状器具構造体は、血管を保持し、必要なら外側壁にある大きさの力を与えるために、用いることができる。
【００５９】
図３Ａは、本発明の一実施の形態である血管封止器具２００を概略的に示す。本実施の形態において、器具２００はＲＦ  ＥＭエネルギおよびマイクロ波ＥＭエネルギを別個にまたは同時に生成および送達することができるエネルギ源（図示されていない）から同軸ケーブル２０２を介してパワーを受取るよう接続されている。器具２００は、開いた位置および閉じた位置間で回動するよう互いにヒンジで連結されている２つのアーム２０４および２０６を含むペンチ状の構成を有する。開いた位置は図３Ａに示される。
【００６０】
本実施例では、処置するべき組織はマイクロ波および／またはＲＦエネルギが与えられる前に、当該器具のアーム２０４および２０６間で配置され、圧縮され、またはクランプされる。本実施の形態の器具の遠位端は、アーム２０４および２０６の対向する内側エッジ２０８、２１０を含む。各内側エッジは露出した放射エレメント（すなわち、バイポーラ放射構造）を上に有し、これは以下に記載されるいくつかの形のいずれかを取り得る。本発明に従い、各内側エッジ２０８および２１０は自己のアンテナ構造を含み、すなわち、各放射内側エッジ２０８および２１０は局所帰還経路を有する放射体を含み、他方のエッジの位置に依存しない態様で組織にマイクロ波および／またはＲＦエネルギを放射する。
【００６１】
一実施の形態において、放射内側エッジの各々は進行波アンテナ構造を含むことができ、複数の放射開口（または放射スロット）は、エネルギ源（すなわち、同軸ケーブル２０２の供給点または遠位端）からの距離が増加するにつれ、その幅が大きくなる。スロットの方向は、アーム２０８および２１０の方向に沿って、またはアームの方向に対して垂直になり得る。この構成により、マイクロ波エネルギは均一な態様でスロットから放射できる。この配置は、図１０Ａから図１０Ｃを参照して、以下でより詳細に説明する。
【００６２】
別の実施の形態において、平行板伝送線路構造は、アーム２０４および２０６の各々に製造でき、平行板伝送線路構造の放射エッジは、アームの方向に沿ってまたはアームの方向に対して垂直に放射するよう、配置または位置付けられている。各放射エッジは、マイクロ波およびＲＦエネルギの両方を組織または血管内に放射するよう配置されている。すなわち、ＲＦおよびマイクロ波電流の帰還経路は、ブレードまたは平行板伝送線路に対して局所的であり、したがって当該器具の動作または有効性は、ジョー（顎）の互いの距離と独立しているので、当該器具を用いて任意の径の血管を切断および凝固（すなわち、封止）することができる。当該装置は、全体の封止処理を助けるために、機械的力を血管に与えることができる。
【００６３】
血管封止器具は、オープンまたはキーホールの外科手術の切除または切開装置の一部として用いることができる。エネルギ源は、５．８ＧＨｚで動作する１００Ｗ固体電源を含み得る。この種のマイクロ波ＥＭエネルギは、照射により器具が２分で組織を４ｃｍの深さおよび１０ｃｍの長さで凝固できるよう浸透深さを生成する（血液全体の密度は１０６０ｋｇｍ-3であり、血液の比熱容量は３８４０  Ｊ／ｋｇＫであると仮定する）。凝固の後、ＲＦ  ＥＭエネルギを与えて組織を切断する。当該器具は出血している肝床または脾臓に止血を行なうのに用いることができる。これは構造の放射部を出血面上に与えて、出血している血管の端部を変性させ、収縮させて、自然の結紮糸を発生させ、これは凝固によりさらに塞ぐことができる。マイクロ波およびＲＦエネルギは同時に適用して、独立して与えられたマイクロ波またはＲＦエネルギによる組織効果を高めることができる。１つの器具構造体に１本のチャネル（ケーブルアセンブリ）に沿ってＲＦおよびマイクロ波ＥＭエネルギを送達できることにより、マイクロ波ＥＭエネルギを用いて凝固した後で、ＲＦエネルギを用いて組織が切断できるよう、安全に手配することができる。
【００６４】
図３Ｂおよび図３Ｃは血管封止器具用の２つの配置を示し、複数の放射構造体（図３Ａに示されるアームに対応）は、ＲＦおよびマイクロ波ＥＭエネルギを血管２１４に送達する。アームは血管２１４の周りに配置されて、そこにＥＭエネルギを送達する。
【００６５】
図３Ｂは、血管２１４の両側に位置付けられる２つの放射ブレード２１２を示す。各ブレード２１２は、誘電材料２１６の平面状本体を含み、その両側の平坦な表面上に形成されている導電性材料２１８（たとえば、メタライゼーション層）を有し、これはたとえば図１および図２を参照して前に記載したバイポーラアンテナ構造と同様の態様である。放射ブレードはその遠位端（図３Ｂにおいて血管に最も近い）から、受取ったＲＦおよび／またはマイクロ波信号に対応するＥＭ場を放出する。平面状本体の第１の表面上の導電層は、同軸ケーブルの内側導電体に電気的に接続され、第２の（対向する）表面上の導電層は、同軸ケーブルの外側導体に電気的に接続される。平面状本体はブレード２１２を通るＲＦおよびマイクロ波電流の両方に対する局所帰還経路を提供する。本実施の形態において、３ｄＢパワースプリッタ２２０を用いることにより、各ブレード２１２に等しい量のパワーが与えられる。スプリッタはウイルキンソンパワー分配器、ストリップライン後方合波器などであり得る。各ブレードに導入された信号は同じパワーおよび相を有するようブレードを配置することができるが、本発明はこれに限定されない。すなわち、９０°または１８０°の位相遅れは一方のブレードに導入することができる。２つのブレード間の位相および振幅の差は、パワー減衰器および／または可変遅延線を、パワースプリッタ２２０の出力ポートとそれぞれの放射ブレード２１２の入力ポートとの間の一方または両方の経路に組込むことにより、電子的に調整することができる。この調整により、電磁照射をさらに血管に集中させて、より迅速かつ効率のよい血管封止を促進させる。
【００６６】
図３Ｃは図３Ｂと類似した構成を示すが、血管２１４の周りに４つの放射ブレード２２２が用いられて、血管を凝固および切断するために、マイクロ波およびＲＦエネルギを血管２１４に送達する。ブレードは２つの対向する対として配置され、血管を四方から接するよう、直交する方向で互いに近づく。図３Ｂに示されるように、各放射ブレードは誘電材料２１６の平面状本体を含み、対向する平坦表面上に形成される導電性材料２１８（たとえば、メタライゼーション層）を有し、その態様は、受取ったＲＦおよび／またはマイクロ波信号に対応するＥＭ場を、または組織に送達されるＲＦおよびマイクロ波エネルギのパワーレベルおよびデューティサイクル（またはＯＮ／ＯＦＦ時）のユーザ制御によって、放射ブレードに遠位端から放射される。この構成は３つの同相３ｄＢパワー分配器２２４、２２６および２２８を用いて等しい大きさおよび相のパワーを４つの放射ブレード２２２に送る。カプラの損失が無視できると仮定して、各ブレード２２２から血管２１４に送達されるパワーのレベルは、第１のパワー分配器２２８の入力ポートに送られるパワーの４分の１である。図３Ｃに示される配置において、第１のパワー分配器２２８は伝送線路（図示されていない）の遠位端から利用可能なパワーを２つの等しい部分および同じ相に分割する。第１のパワー分配器２２８の２つの出力のパワーは、さらなる２つの同相のパワー分配器２２４および２２６に送られ、その出力ポートで等しい大きさおよび同相のパワーが生成されて、マイクロ波および／またはＲＦエネルギ源が能動されると、放射エッジが血管に接するまたは近接して、血管の周りにある等間隔（角度的）に配置される４つの放射ブレード２２２の入力ポートに送られる。マイクロ波および／またはＲＦエネルギ源の能動化の前に、力を血管に与えてもよい。
【００６７】
ブレード２２２のすべてのエッジは、血管に切込むような鋭利なエッジを含まず、かつ電気的エネルギではなく機械的力による切断を引起さないよう、丸められてもよい。この特徴により、ＲＦおよびマイクロ波エネルギ源が不能動化され、かつ器具が血管の近くに位置付けられた場合に、血管が断裂するのを防ぐ。血管が機械的手段によって断裂されると、不要な血液の損失が起こり得る。
【００６８】
図４Ａおよび図４Ｂは本発明の別の実施の形態である血管封止器具２３０を示す。血管を切断するプロセスにおいて、十分な深さ、すなわち２ｍｍから５ｍｍの深さの凝固剤の「栓」または「プラグ」が、切断プロシージャの後で血管の分離された端部に、不要な流体（たとえば血液）の漏れを防ぐために、存在することを確実にしなければならない。このため、切断は凝固領域内（好ましくは、中央で）、たとえば４ｍｍ凝固長さにおいて２ｍｍの領域で、または１０ｍｍの凝固長さにおいて５ｍｍの領域で、行なわれることが重要である。本発明はこのプロセスを容易にする。なぜなら、凝固またはコラーゲン変性および切断は同じ位置においてツールによって行なわれるからであり、これは自動的に凝固の領域またはコラーゲン変性の領域の中央にある。５．８ＧＨｚの周波数でマイクロ波エネルギを用いることは、分断された血管の端部で有用なプラグを生成するためのコラーゲン変性を促進する。５．８ＧＨｚの集中源はコラーゲン増殖を促進するために用いることができるプラグの展開を促進させる。なぜなら、プラグを形成するために熱に変換される、電場の浸透深さは、器具が用いられる種類の組織、たとえば、血管、血液、肝臓や脾臓において、６ｍｍから７ｍｍ間の深さにわたり、その最大値の３７％に減少するからである。
【００６９】
図４Ａは、１対の可動アーム２３２および２３４を含むジョー同士のセットを、その遠位端に有する血管封止器具２３０を示す。図４Ａでは、ジョー同士は血管２３６が間に挟まれている閉じた位置にある。ＲＦおよびマイクロ波ＥＭエネルギは、柔軟な同軸ケーブル（図示されていない）に接続可能なＲＦ／マイクロ波コネクタ２３８を用いて器具２３０に送ることができ、ＲＦおよびマイクロ波ＥＭエネルギが適切なジェネレータ（図示されていない）から搬送される。コネクタ２３６で受取られたＲＦおよびマイクロ波ＥＭエネルギは、伝送線路またはマイクロ波／ＲＦケーブルアセンブリ２４２を用いて、器具２３０の手持ち本体２４０内に送ることができる。手持ち本体２４０は、ユーザが器具を制御可能および使いやすい態様で器具を保持および操作できるよう設計されてもよい。ハンドグリップ２４４およびトリガ２４６は、操作を容易にするためにユーザの手に適合され得る。シャフト２４８は手持ち本体２４０をジョー同士の組に接続する。伝送線路またはマイクロ波／ＲＦケーブルアセンブリ２４２は手持ち本体２４０を通ってシャフト２４８内に進み、ジョー同士の組に到達する。シャフト２４８の遠位端において、伝送線路またはマイクロ波／ＲＦケーブルアセンブリ２４２はパワー分割回路（ここには示されていないが、図３Ｂを参照して前に説明したものと類似している）に接続され、ＲＦおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギを２つの部分に分割する。各部分はそれぞれのアンテナ構造に接続される。アンテナ構造はアーム２３２および２３４の対向する内側面上に形成される。上記のように、回路は入力信号を同じ大きさおよび相を有する部分に分割することができる。
【００７０】
ジョー同士の組の各アーム２３２および２３４上のアンテナ構造は、図１および図２を参照して既に説明した放射ブレードであり得る。代替的に、以下に記載するアンテナ構造のいずれかであってもよい。
【００７１】
図４Ｂは、血管封止器具２３０を示し、ジョー同士の組は開いた位置にあり、アーム２３２および２３４上の放射ブレード２５０および２５２の可能な配置を示す。放射ブレード２５０および２５２は、それぞれの放射エッジがそれぞれのアーム２３２および２３４と同じ方向に延在するよう配置できる。ジョー同士は捩じることなく血管を挟むよう適切に配向されているので、この配置が好ましいかもしれない。こうして、器具は血管に対する損傷を最小にして、操作するために位置付けられる。
【００７２】
図５Ａ、図５Ｂおよび図５Ｃは、血管封止および切断プロセスを概略的に示す。図５Ａは、血管２３６の両側で接触するよう位置付けられている２つの放射ブレード２５０および２５２（エネルギ源が能動化される前）を示す。すなわち、放射ブレードは血管を中心に互いに対向する。血管封止プロセスのこの段階で、機械的力を与えるのが必要であり得る。たとえば、鉗子またはジョー同士による機械的圧力を与えて血管の壁を互いに近づくよう押して、管腔内内容物が横に押し出され、内部血管壁および外部血管壁を無傷でかつ互いに接触した状態にする。マイクロ波エネルギを外側壁に与えることを含む第１のフェーズが始まって、コラーゲン変性処理を開始させ、これは鎖をモビライズさせる。この次の第２のフェーズは、コラーゲンをともに固定するためのマイクロ波エネルギの第２回目の投入を含む（これは異なるパワー／時間波形を用いて送達することができる）。次に組織が冷却できるよう緩和フェーズが続き、ＲＦエネルギをブレードに与えて血管を断離または２つに切断する最終フェーズとなる。図５Ｂは、マイクロ波およびＲＦエネルギが、放射ブレード２５０および２５２を介して血管２３６に与えられる状況を示す。２つの凝固領域が形成され、一方が各放射ブレード２５０および２５２から延在して、凝固のプラグ２５４を形成するために合流する。凝固領域はそれぞれの放射ブレード２５０および２５２から反対方向に成長するが、血管２３６内には流用チャネルがまだ存在して、血液が流れることを可能にする、すなわち制限された態様で血流を可能にする。各放射ブレード２５０および２５２は独立して動作する（すなわち、ＲＦ信号用に各自の局所帰還経路を有する）ので、各凝固領域の形成も独立している。これはより均一なプラグ２５４が生成されることを確実にする。すなわち、血管を切断したときに破裂し得る血管壁への弱い結合領域を回避する。特に、この構成は対称的な（血管の中央を通る公称軸に対して）凝集のプラグ２５４の形成を促進し得る。それにより、新しいコラーゲンは古いコラーゲン基質に広がって、血管が閉じた位置で「成長」することを可能にする。
【００７３】
本発明において、ＲＦエネルギおよびマイクロ波ＥＭエネルギは同時に放出されて封止（凝固）および切断動作を行なうことができる。各エネルギの種類の送達プロファイルは、行なうべき動作に対応するよう構成できる。こうして、マイクロ波ＥＭエネルギは、凝固を引起すことにより、血管を封止するために配置できる。マイクロ波ＥＭエネルギ用の送達プロファイルは、ｘｍｍの距離で凝固するよう選択できる。他方で、ＲＦ  ＥＭエネルギは、血管を切断するよう配置され得る。したがって、ＲＦ  ＥＭエネルギ用の送達プロファイルは、ｘ／２ｍｍの距離を切断するよう選択することができる。したがって、ＲＦ切断動作は、マイクロ波封止作用によって影響される領域において制限された距離しか延在しない。これは、血管が封止される前に切断されないことを確実にする。さらに、ＲＦ  ＥＭエネルギの能動化は、凝固領域を形成できるよう、マイクロ波ＥＭエネルギが与えられた後の所定の時間で起こり得る。実際には、当該プロセスはマイクロ波ＥＭエネルギおよびＲＦ  ＥＭエネルギの繰返し与えられるパルス（たとえば、オフセットパルス）を含む。
【００７４】
図５Ｃは、元の血管２３６が封止および分割された状況を示す。２つの分離された血管が形成され、凝固プラグ２５４は２つの終端ブロック領域２５６および２５８に分離され、これが分離された血管の端部から血液が漏れ出るのを防ぐ。２つの放射ブレード２５０および２５２は、血管封止プロセスの終わりでは互いに接し得る。放射ブレードは、心臓に最も近い端部において、２つ以上の封止を血管に形成できるような態様で配置するのが望ましい。すなわち、当該器具は複数の放射ブレードを含むことができる。最初の封止を形成する際には、血管を完全に収縮させるのは望ましくなく、しかし第２の封止を形成する際には完全に収縮させるのが望ましいかもしれない。
【００７５】
図６Ａおよび図６Ｂは本発明のさらに別の実施の形態を示す。図６Ａは上記の図４Ａおよび図４Ｂを参照して説明した血管封止器具と類似した器具の遠位端２６０を示す。本実施の形態において、同軸供給ケーブルを収納しているスリーブ２６４はヒンジ２６２で終端し、ヒンジ２６２を中心として２つの対向するアーム２６６および２６８が間にあるクランプ領域２７０を開いたり閉じたりするために回動する。この開く／閉じる動作は、たとえばスリーブ２６４内を通る案内ワイヤ（示されていない）を用いて、ユーザによって制御可能である。使用の際、封止および／または切断するべき血管がクランプ領域に位置付けられ、対向するアーム２６６および２５８間に物理的に保持されて、ＲＦおよび／またはマイクロ波ＥＭエネルギが与えられている間に血管を部分的に締めるために力が与えられる。本実施の形態において、各アーム２６６および２６８の内側（すなわち対向）表面は、内側の凹所部を含む。アーム２６６および２６８が閉じている場合、それぞれの凹所部は結合して、血管を受入れるための穴を形成する。器具の放射構造の各々は、それぞれのアーム２６６および２６８の凹所部内に位置付けられる。
【００７６】
図６Ｂは血管封止器具の別の遠位端２７２を示す。この実施例では、スリーブ（図示されていない）はヒンジ２６２で終端し、ヒンジ２６２を中心として対向するアーム２７４および２７６の対は、間のクランプ領域２７８を開けるおよび閉じるために回動する。アーム２７４および２７６は１対の鉗子に似ており、各々はその内側（対向）面に、そのアーム用の放射構造体を含む突出部２８０を有する。アーム２７４および２７６が閉じている場合、対向する突出部２８０の平坦な外側面はクランプ領域２７８で互いに接触する。したがって、本実施の形態は、放射構造体からのＲＦおよびマイクロ波ＥＭエネルギに加えて、物理的圧力が血管に与えられることを可能にする。この圧力は、大きい血管が係わる場合に、封止処理を支援するために必要となり得る。
【００７７】
図７から図９は、血管にマイクロ波およびＲＦ  ＥＭエネルギを放出するための放射ブレードがどのように血管封止器具の遠位端で配置されるかといういくつかの実施例を示す。
【００７８】
図７Ａは、放射構造体２８２および２８４のエッジが凹状であり、放射構造体２８２および２８４が形成されているアーム２８６および２８８が回動して血管２９０の周りを閉じる場合に、血管の形に一致する配置を示す。放射構造体２８２および２８４の凹状面の半径は、封止処理の際血管２９０が凹所面内に配置されることを確実にするために十分大きく設定される。たとえば、凹所面の半径が５ｍｍであり、血管の直径は４ｍｍであり得る。マイクロ波およびＲＦ  ＥＭエネルギは、上記のように、送達シャフト内に含まれるマイクロ波ケーブルアセンブリを介して放射構造体２８２および２８４に送達される。この特定の配置において、放射構造体２８２および２８４は、放射面が凝固−切断処理の間中血管と接触していることができるよう、それぞれのアーム２８６および２８８に対してわずかに、たとえば０．５ｍｍだけ、突出していることが好ましいことがあり得る。この構成により、放射ブレードの半径よりも小さい半径を有する血管でも有効に封止および切断できることを確実にする。図７Ａにおいて、放射構造体２８２および２８４は、アーム２８６および２８８と並んで配置される。
【００７９】
図７Ｂは図７Ａの配置と同様の正面図を示すが、ここでは放射構造体２８２および２８４は、アーム２８６および２８８の長さに対して垂直である。
【００８０】
図８Ａは、マイクロ波およびＲＦエネルギを血管２９０に送達する放射構造体２８２および２８４のエッジが凸状である配置を示す。放射構造体２８２および２８４の凸状面の半径は、封止している血管２９０がマイクロ波およびＲＦエネルギに露出されることを確実にするよう、十分大きくなければならない。すなわち、凸状面の半径は５ｍｍであり、血管の直径は４ｍｍであり得る。図８Ａにおいて、放射構造体２８２および２８４はアーム２８６および２８８と並んで位置付けられる。
【００８１】
図８Ｂは図８Ａの配置と同様の正面図を示すが、ここでは放射構造体２８２および２８４は、アーム２８６および２８８の長さに対して垂直である。
【００８２】
図９Ａは、マイクロ波およびＲＦエネルギを血管２９０に送る放射構造体２８２および２８４のエッジが平坦である配置を示す（鋭利なエッジによる血管への損傷の可能性をなくすために、エッジは角で少し丸められていることが好ましいかもしれない）。図９Ａにおいて、放射構造体２８２および２８４はアーム２８６および２８８と並んで配置される。
【００８３】
図８Ｂは図８Ａの配置と同様の正面図を示すが、ここでは放射構造体２８２および２８４は、アーム２８６および２８８の長さに対して垂直である。
【００８４】
図１０Ａ、図１０Ｂおよび図１０Ｃは本発明のさらなる実施の形態を示す。本実施の形態において、血管封止器具３００は進行波アンテナを用いてマイクロ波およびＲＦ  ＥＭエネルギを生体組織に送達する。
【００８５】
図１０Ａは器具全体３００を示す。本実施の形態は、シャフト３０６の遠位端において１対の鉗子３０２および３０４を含む。シャフト３０６は手持ち部３０８に接続され、手持ち部３０８は指グリップ３１０（鉗子３０２および３０４を開くおよび閉じるため）およびトリガ３１２を含む。この構造は２つのブレード間でＲＦエネルギを与えることが好ましいかもしれない。すなわち、一方のブレードまたはアームを能動部として用いて、第２のブレードまたはアームを帰還部として使用する。トリガ３１２は、鉗子３０２および３０４の内側面上に形成されているアンテナ構造体からマイクロ波および／またはＲＦエネルギの送達を起動させるために用いられる。手持ち部３０８は柔軟な同軸ケーブル３１４を介してエネルギ源（示されていない）に接続される。トリガを押下することは、手持ち部内の制御エレクトロニクスがエネルギ源のエレクトロニクスを制御するよう能動化命令を出させる。手持ち部とエネルギ源との間の通信は、可撓性同軸ケーブル３１４内の適切な配線によって、または無線で、行なうことができる。可撓性同軸ケーブル３１４は、軸３０６の遠位端まで手持ち部内に延在し得る。この点で利用できるパワーは、シャフト３０６内に含まれるマイクロ波／ＲＦパワー分配器（上記で説明）を用いて２つの等しい部分に分割される。アンテナ構造体から個々に送達されたＥＭ照射が所望の組織効果を達成するために同相であることを確実にするために、同相パワー分配器を用いることが好ましいかも知れない。
【００８６】
図１０Ｂは鉗子３０２および３０４の接近した図を示す。鉗子３０２および３０４の各指の内側面には、進行波アンテナ構造３１６が上に形成されている。図１０Ｃに示されるように、各進行波アンテナ構造３１６は、誘電材料３１８部分の外側に面する（すなわち前）面上に形成されているスロットの入ったメタライゼーション層３２０を含む。導電供給線３２２は、誘電材料３１８の内側に面する（すなわち後）面上に形成され、上記のマイクロ波／ＲＦパワー分配器からマイクロ波および／またはＲＦエネルギを受取るよう接続される。
【００８７】
スロットの入っているメタライゼーション層３２０は、血管を凝固またはコラーゲンを変性させるために用いられるマイクロ波および／またはＲＦエネルギが、スロット３２４で露出される誘電材料から放射されるよう構成されている。スロット３２４に隣接しているメタライゼーション層の領域は、接地面また戻り電流（マイクロ波およびＲＦ）が流れるための好ましい経路を提供する。ＲＦ場は進行波構造の能動および帰還エッジの間にあり、メタライゼーション層は切断作用が必要でないところではエッジから後退している。ＲＦ  ＥＭエネルギはスロットから放出されない。なぜなら、ＲＦ周波数での電波はカットされるような大きさの開口となっているからである。
【００８８】
図１０Ｂに示されるように、進行波アンテナ構造３１６の長さはそれぞれのフィンガ３０４の長さに沿っている（平行である）が、構造がフィンガに対して角度が付いている（たとえば、９０°である）ことが好ましいかもしれない。
【００８９】
図１０Ｃに示されるように、スロット３２４の長さは、マイクロ波ジェネレータからの距離が離れるにつれ長くなり得る。放射スロット間の間隔、スロットの幅、およびスロットの長さは、Ansoft HFSSまたはCST Microwave Studioといった電磁場モデリングツールを用いて、対象のマイクロ波周波数で生体組織に均一なマイクロ波エネルギを照射するよう最適化できる。このような進行波アンテナ構造の利点は、マイクロ波照射が構造の全長にわたって均一であることであり、それにより組織凝固の均一な領域が得られることを確実にする。当該器具の特定の配置は、ＲＦエネルギを使用することなく所望の組織効果を得ることができる。
【００９０】
図１および図２を参照して説明した器具では、エネルギ送達構造（すなわち放射「ブレード」）は、矩形の伝送線路構造であった。図１１Ａ、図１１Ｂおよび図１１Ｃは、この既知の矩形伝送線路の展開したものである、伝送線路型ブレード４０２のさまざまな図を示す。この実施例において、ブレードの遠位端４０４は湾曲先端４０６に向かって先細りとなる。近位端４０７から遠位先端４０６までのブレードの全体の長さは、本実施の形態において１０．６ｍｍである。ブレードは近位端４０７において一定の幅（または２．０ｍｍ）の部分を有し、そこからブレードの長さの最後の６．０ｍｍ部分にわたり、先細りとなる。所望の照射パターンに依存して、異なる湾曲を選択することができる。
【００９１】
図１および図２で説明されたブレードと同様に、本実施例のブレード４０２は主表面（すなわち上面および底面）４０８および４１０に導電層が形成されている誘電材料の本体（厚さ０．５ｍｍ）を含む。導電層は好ましくはメタライゼーション層、たとえばＰｔＡｇの層である。側部エッジ４１２は露出した誘電体である（すなわちメタライゼーション層がない）。誘電材料の異なる厚さを選択することができる。
【００９２】
図１および図２で説明されたブレードと同様に、ギャップ４２が０上部導電層４０８の近位エッジ４１４とブレードの近位端部４０７との間（使用の際、同軸ケーブルの遠位端に対応する）に設けられている。このギャップは、（源の一部を形成する）エネルギ送達構造のインピーダンスと生体負荷によってその構造に与えられる負荷インピーダンスとの整合を支援する。
【００９３】
図１１Ａ、図１１Ｂおよび図１１Ｃを参照して説明したブレードの形状は、遠位端からと同様に側部エッジからも放出することが可能である。したがって、本発明の図示されていない実施の形態において、図１１、図１１Ｂおよび図１１Ｃに示される放射ブレードの対が横並びに配置されている、血管封止器具を提供することができ、血管は封止するべきブレードの側部エッジ間に位置付けられる。ブレードの一方または両方は、器具シャフトに回動可能に取付けられて、ブレードの対が開いたり閉じたりすることを可能にする。この配置により、器具は封止するべき血管にクランプ圧力を与えるためにも用いることができる。
【００９４】
本器具は、動物および人体にある血管が多い器官を切除するために、腹腔鏡または開放手術で用いることができる。代替的に、または付加的に、本器具は熱結紮糸装置として使用するのに適し得る。
【図１】
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【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図３Ｃ】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図５Ｃ】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図１０Ａ−１０Ｂ】
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【図１０Ｃ】
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【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１１Ｃ】
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【国際調査報告】
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