(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】特許公報(B2)
(11)【特許番号】
(24)【登録日】2022-08-26
(45)【発行日】2022-09-05
(54)【発明の名称】電気外科装置及び電気外科器具
(51)【国際特許分類】
A61B 18/18 20060101AFI20220829BHJP
【ＦＩ】
A61B18/18 100
【請求項の数】
22
(21)【出願番号】P 2019535273
(86)(22)【出願日】2018-02-07
(65)【公表番号】
(43)【公表日】2020-03-26
(86)【国際出願番号】 EP2018053097
(87)【国際公開番号】W WO2018146159
(87)【国際公開日】2018-08-16
【審査請求日】2021-01-27
(31)【優先権主張番号】1702252.6
(32)【優先日】2017-02-10
(33)【優先権主張国・地域又は機関】GB
(73)【特許権者】
【識別番号】512008495
【氏名又は名称】クレオ・メディカル・リミテッド
【氏名又は名称原語表記】ＣＲＥＯ ＭＥＤＩＣＡＬ ＬＩＭＩＴＥＤ
(74)【代理人】
【識別番号】110001195
【氏名又は名称】弁理士法人深見特許事務所
(72)【発明者】
【氏名】ハンコック，クリストファー・ポール
(72)【発明者】
【氏名】バーン，パトリック
(72)【発明者】
【氏名】ホワイト，マルコム
(72)【発明者】
【氏名】ターナー，ルイス
【審査官】槻木澤 昌司
(56)【参考文献】
【文献】特開２０１０－０８８８８４（ＪＰ，Ａ）
【文献】特表２０１１－５０９８１３（ＪＰ，Ａ）
【文献】特開２０１１－０４１７９９（ＪＰ，Ａ）
【文献】特表２０１５－５２１８７３（ＪＰ，Ａ）
【文献】特表２０１７－５００９５８（ＪＰ，Ａ）
【文献】特表２００３－５０５１１２（ＪＰ，Ａ）
【文献】国際公開第２０１６／２０３２５７（ＷＯ，Ａ１）
(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)
Ａ６１Ｂ １８／１８
(57)【特許請求の範囲】
【請求項1】
マイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを生体組織内に送出するための電気外科器具であって、マイクロ波ＥＭエネルギーを伝えるための同軸ケーブルであって、内部導体と、外部導体と、前記内部導体と前記外部導体とを分離する第１の誘電体材料と、を有する前記同軸ケーブルと、
前記同軸ケーブルからマイクロ波ＥＭエネルギーを受け取る前記同軸ケーブルの遠位端に配置された放射先端部であって、前記第１の誘電体材料とは異なる第２の誘電体材料を含む前記放射先端部と、を含み、
前記放射先端部の電気長は、マイクロ波ＥＭエネルギーの３つ以上の周波数における共振をサポートするように、マイクロ波ＥＭエネルギーの前記３つ以上の周波数におけるその誘電特性とともに選択され、
前記放射先端部は、前記マイクロ波ＥＭエネルギーを前記３つ以上の周波数において交互にまたは同時に送出するように構成され、
マイクロ波ＥＭエネルギーの前記３つ以上の周波数は、第１の周波数と、前記第１の周波数よりも低い第２の周波数と、前記第１の周波数及び前記第２の周波数よりも低い第３の周波数とを含み、
前記第２の誘電体材料の長さは、
前記第２の誘電体材料内の前記第１の周波数における前記マイクロ波ＥＭエネルギーの２．５波長と、
前記第２の誘電体材料内の前記第２の周波数における前記マイクロ波ＥＭエネルギーの１波長と、
前記第２の誘電体材料内の前記第３の周波数における前記マイクロ波ＥＭエネルギーの半波長と、にほぼ等しく、
前記放射先端部の電気長は、前記第２の誘電体材料の長さに依存する、電気外科器具。
【請求項2】
前記第１の周波数、第２の周波数、及び第３の周波数はそれぞれ１４．５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、及び２．４５ＧＨｚである、請求項１に記載の電気外科器具。
【請求項3】
前記第２の誘電体材料の物理長Ｌは実質的に、Ｌ＝ｎλ／２を満たし、
ここで、ｎは正の整数であり、λは、マイクロ波ＥＭエネルギーの前記３つ以上の周波数のそれぞれにおける前記第２の誘電体材料内のマイクロ波ＥＭエネルギーの波長である、請求項１または２に記載の電気外科器具。
【請求項4】
前記第２の誘電体材料は、前記同軸ケーブルから離れて遠位に延びる細長いプローブを構成し、前記細長いプローブは円柱形状を有し、直径は前記同軸ケーブルの直径以下である請求項１～３のいずれか１項記載の電気外科器具。
【請求項5】
前記外部導体は前記第１の誘電体材料の遠位端を越えて延びて、前記第２の誘電体材料の近位部分を囲む請求項１～４のいずれか１項記載の電気外科器具。
【請求項6】
前記内部導体は前記外部導体の遠位端を越えて前記第２の誘電体材料内に延びる請求項１～５のいずれか１項記載の電気外科器具。
【請求項7】
前記第２の誘電体材料は、マイクロ波ＥＭエネルギーの前記３つ以上の周波数のそれぞれにおいて、前記第１の誘電体材料よりも低いインピーダンスを有する請求項１～６のいずれか１項記載の電気外科器具。
【請求項8】
前記放射先端部の前記遠位端はテーパ状になって尖っている請求項１～７のいずれか１項記載の電気外科器具。
【請求項9】
マイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを生体組織内に送出するための電気外科装置であって、３つ以上の異なる周波数でマイクロ波ＥＭエネルギーを発生させるように配設された発生器と、
請求項１～８のいずれか１項記載の電気外科器具であって、前記同軸ケーブルは、前記発生器からマイクロ波ＥＭエネルギーを受け取るように前記発生器に接続された近位端を有する前記電気外科器具と、を含む、電気外科装置。
【請求項10】
前記発生器は、前記３つ以上の異なる周波数のうちの対応する１つにおいてマイクロ波ＥＭエネルギーを発生させるための３つ以上の別個のマイクロ波源を含む、請求項９に記載の電気外科装置。
【請求項11】
前記発生器は、前記３つ以上の別個のマイクロ波源のそれぞれから信号を受け取るためのマルチプレクサを含み、前記マルチプレクサは前記同軸ケーブルに接続された共通の信号経路に各信号を伝えるように配設されている、請求項９に記載の電気外科装置。
【請求項12】
前記マルチプレクサは、前記共通の信号経路上で伝えるべき信号を選択するための切替ユニットとして動作可能である、請求項１１に記載の電気外科装置。
【請求項13】
前記マルチプレクサは、前記信号のうちの２つ以上を同時または準同時に前記共通の信号経路上で伝える信号結合器として動作可能である、請求項１１または１２に記載の電気外科装置。
【請求項14】
前記マルチプレクサは時間領域マルチプレクサとして動作可能である、請求項１１または１２に記載の電気外科装置。
【請求項15】
前記マルチプレクサはフィルタマルチプレクサとして動作可能である、請求項１１または１２に記載の電気外科装置。
【請求項16】
治療部位に非侵襲性挿入するための柔軟な器具コードを有する外科スコープ装置を含み、前記器具コードは器具チャネルを含み、前記電気外科器具は前記器具チャネル内に挿入できるように寸法取りされている、請求項９～１５のいずれか１項に記載の電気外科装置。
【請求項17】
前記発生器は、前記マイクロ波ＥＭエネルギーを前記３つ以上の異なる周波数で送出するためのエネルギー送出プロファイルを選択するように動作可能である、請求項９～１５のいずれか１項に記載の電気外科装置。
【請求項18】
前記発生器は、前記選択されたエネルギー送出プロファイル下で、第１の切除時間の間に第１の信号を送出することであって、前記第１の信号は、主に前記第１の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギーを含む、前記送出することと、
第２の切除時間の間に第２の信号を送出することであって、前記第２の信号は、主に前記第２の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギーを含む、前記送出することと、
第３の切除時間の間に第３の信号を送出することであって、前記第３の信号は、主に前記第３の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギーを含む、前記送出することと、を行うように動作可能である、請求項１７に記載の電気外科装置。
【請求項19】
前記第２の周波数は前記第１の周波数の半分未満である、請求項１８に記載の電気外科装置。
【請求項20】
前記第３の周波数は前記第２の周波数の半分未満である、請求項１８または１９に記載の電気外科装置。
【請求項21】
前記第１の周波数は１４．５ＧＨｚであり、前記第２の周波数は５．８ＧＨｚであり、前記第３の周波数は２．４５ＧＨｚである、請求項１８～２０のいずれか１項に記載の電気外科装置。
【請求項22】
前記発生器は、前記同軸ケーブルから受け取った反射電力を検出するように配設された検出器を含み、前記発生器は、前記検出した反射電力に基づいてある切除時間から次の切除時間に切り替わるように配設されている、請求項１８～２１のいずれか１項に記載の電気外科装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本出願は、生体組織内に電磁（ＥＭ）エネルギーを複数の周波数で送出するための電気外科装置に関する。詳細には、本出願は、治療部位に非侵襲性または経皮的挿入するための電気外科器具であって、複数のマイクロ波周波数において組織にＥＭエネルギーを効率的に送出するように構成された電気外科器具に関する。
【背景技術】
【0002】
体内組織にＥＭエネルギーを供給するための電気外科デバイス及び装置が知られている。
【0003】
典型的に、体内組織にＥＭエネルギーを送出ための装置は、ＥＭエネルギー源を含む発生器と、発生器に接続された電気外科器具であって、組織にエネルギーを送出するための電気外科器具と、を含む。
【0004】
ＥＭエネルギー（詳細には、マイクロ波及び無線周波数（ＲＦ）エネルギー）は、体内組織を切断し、凝固し、切除する能力があることから、電気外科手術において有用であることが分かっている。
【0005】
さらに、マイクロ波放出プローブを用いて肺内の種々の状態を処置することが知られている。たとえば、マイクロ波放射を用いてぜんそくを処置し、肺内の腫瘍または損傷を切除することができる。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【0006】
最も概略的には、本発明によって、複数の周波数（たとえば、１ＧＨｚよりも大きい３つ以上の周波数）におけるマイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーの共振をサポートすることができる電気外科器具が提供される。３つ以上の周波数においてマイクロ波エネルギーを効果的に結合して生体組織内に入れることができる単一デバイスを提供することによって、組織切除を精度良く迅速に行うことができる。
【0007】
本発明によれば、マイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを生体組織内に送出するための電気外科器具であって、マイクロ波ＥＭエネルギーを伝えるための同軸ケーブルであって、内部導体と、外部導体と、内部導体と外部導体とを分離する第１の誘電体材料と、を有する同軸ケーブルと、同軸ケーブルからマイクロ波ＥＭエネルギーを受け取る同軸ケーブルの遠位端に配置された放射先端部であって、第１の誘電体材料とは異なる第２の誘電体材料を含む放射先端部と、を含み、放射先端部の電気長は、マイクロ波ＥＭエネルギーの３つ以上の周波数における共振をサポートするように、マイクロ波ＥＭエネルギーの３つ以上の周波数におけるその誘電特性とともに選択されている電気外科器具が提供され得る。本発明は、異なる周波数のマイクロ波ＥＭエネルギーは生体組織内に異なる深さまで進入し、詳細には、ＥＭエネルギーの周波数が高くなると、体内組織の加熱が高速化及びより局部的になるという原理を用いて作用する。従来の組織切除技術では、より大量の体内組織を加熱するが、所望の温度上昇を起こすのにより長い時間がかかる周波数を用いる傾向がある。そのため、切除サイズと処置速度との間に必要なトレードオフが現れる。
【0008】
マイクロ波周波数（すなわち、１ＧＨｚよりも大きい）において生体組織内にエネルギーが伝達される通常のメカニズムは誘電加熱であり、マイクロ波ＥＭエネルギーによって組織内の分子振動が駆動される。典型的に、誘電加熱ゾーンに隣接する生体組織も温度の上昇を受ける。これに対するメカニズムは伝導性、すなわち誘電加熱ゾーンからの熱エネルギーの散逸である。発明者らの観察によれば、これら２つの加熱メカニズムを複数の周波数において組み合わせると、マイクロ波ＥＭエネルギーによって、マイクロ波エネルギー周波数に典型的に付随するものより広い処置ゾーンの温度上昇を起こすことができる。また、このゾーン内で加熱することは、より低い（非マイクロ波）ＥＭエネルギーを用いた場合に可能なものよりも短い時間枠内で実現することができる。
【0009】
本発明の処置技術では、部分的には複数の周波数を用いて、加熱によって生じる生体組織の物理及び誘電特性の変化に適応する。詳細には、誘電特性の変化は放射先端部、同軸ケーブル、及び組織間の相対的インピーダンス整合に影響する可能性がある。低周波数側での生体組織へのエネルギー送出の効率は、最初に高周波数側で組織を加熱することによって改善することができる。
【0010】
本明細書では、マイクロ波ＥＭエネルギーに言及した場合、周波数が１ＧＨｚよりも大きい（たとえば、１ＧＨｚと３００ＧＨｚとの間の範囲の）電磁エネルギーを意味する。好ましい周波数は２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、及び１４．５ＧＨｚである。なぜならば、それらは、腫瘍（特に、肺腫瘍）を切除するのに特に望ましい加熱効果を生成することが分かっているからである。これら３つの周波数を組み合わせると、痔及び／または瘻孔の処置において効果的な加熱効果を得ることができ、本発明はさらに痔及び瘻孔を処置するために利用できることが想定される。
【0011】
放射先端部が共振をサポートする周波数は前述した３つの周波数に限定しなくてもよい。たとえば、放射先端部は４つの周波数における共振をサポートしてもよい。好ましくは、放射先端部は５つの周波数における共振をサポートしてもよい。より好ましくは、放射先端部は６つの周波数における共振をサポートしてもよい。
【0012】
優位なことに、放射先端部はさらに、他の周波数（たとえば、４３３ＭＨｚ及び／または９１５ＭＨｚ）におけるエネルギーの送出をサポートしてもよい。これらの周波数は、肺腫瘍を切除することに対して、また痔及び／または瘻孔を処置することに対して特に効果的であることも知られている。
【0013】
高周波（ＲＦ）ＥＭエネルギーを用いて、抵抗加熱によって組織を加熱して、所望の治療効果を生成することが知られている。したがって、いくつかの実施形態では、電気外科器具をさらに、ＲＦＥＭエネルギー（周波数が３ｋＨｚ～３００ＭＨｚである）を送出するために配設してもよい。組織にＲＦエネルギーを送出することを助けるために、たとえば、内部導体の最遠位点が第２の誘電体材料の最遠位点を過ぎて延びて、放射先端部の最遠位点が内部導体の露出部分を含んでいてもよい。優位なことに、放射先端部はさらに、周波数４００ｋＨｚにおけるエネルギーの送出をサポートしてもよい。この周波数は、肺腫瘍を切除することに対して、また痔及び／または瘻孔を処置することに対して特に効果的であることも知られている。
【0014】
同軸ケーブルの遠位端とは、本出願の目的に対して、同軸ケーブルにＥＭエネルギーを供給する概念上の発生器から遠位であると、すなわち、発生器からＥＭエネルギーを受け取るように構成された同軸ケーブルの端部から遠位であると定義されることに注意されたい。
【0015】
本出願の目的上、共振とは、放射先端部で反射される電力の大きさ（すなわち、同軸ケーブルの近位端で測定した反射電力Ｓ１，１）が－１０ｄＢ、またはそれ以上である状況として規定する。好ましくは、放射先端部で反射される電力は－１２ｄＢまたはそれよりも良好である。より好ましくは、放射先端部で反射される電力は－１５ｄＢまたはそれよりも良好である。
【0016】
複数の周波数において共振をサポートすることができる遠位の放射先端部を提供することによって、エネルギーは組織内に効果的に送出される。
【0017】
共振は、内部で波が振動する共振器の長さが波の波長の半整数倍数にほぼ等しいときに生じる。その結果、共振器の各端部に変位ノードを伴って、定常波が存在することができる。したがって、同軸ケーブルの第１の誘電体材料とは異なる第２の誘電体材料を放射先端部に有することによって、第１の誘電体と第２の誘電体との間の界面は、変位ノードが存在することができる明確な境界となり、第２の誘電体材料を、内部で共振がサポートされ得る共振器と考えることができる。したがって、以下を実質的に満たす第２の誘電体材料の物理長Ｌを選択することによって、放射先端部が共鳴する周波数を選択することができる。
【0018】
【数1】
【0019】
ここで、ｎは正の整数であり、λは、マイクロ波ＥＭエネルギーの３つ以上の周波数のうちの１つにおいて第２の誘電体材料内を伝搬するマイクロ波ＥＭエネルギーの波長である。３つ以上の周波数それぞれにおいて第２の誘電体材料の適切な長さを選択する（すなわち、この式を満たすようにする）ことは、自明でない場合がある。これは、放射先端部内でのＥＭエネルギーの波長（λ）自体が多くの要因に依存しているからである。たとえば、エネルギーの周波数、放射先端部の周波数依存性の透磁率、放射先端部の周波数依存性の誘電率、放射先端部の幾何学的形状、及び先端が挿入される材料である。
【0020】
第２の誘電体材料の長さは、２．４５ＧＨｚにおける第２の誘電体材料内の波長（すなわちｎ＝１）の半分にほぼ等しくてもよく、５．８ＧＨｚにおける第２の誘電体材料内の１波長（すなわちｎ＝２）にほぼ等しくてもよく、また１４．５ＧＨｚにおける第２の誘電体材料内の２．５波長（すなわちｎ＝５）にほぼ等しくてもよい。
【0021】
実際には、第２の誘電体材料の長さは、上の等式で規定された長さと最大で１０％異なる長さであってもよい。好ましくは、長さは、前述で規定された長さと最大で５％異なるだけである。
【0022】
第２の誘電体材料は、同軸ケーブルから離れて遠位に延びる細長いプローブを構成していてもよく、細長いプローブは円柱形状を有し、直径は同軸ケーブルの直径以下である。
【0023】
第２の誘電体材料のインピーダンスは、マイクロ波ＥＭエネルギーの３つ以上の周波数のそれぞれにおいて第１の誘電体材料より低くてもよい。また、第２の誘電体材料のインピーダンスは、ケーブルのインピーダンス（典型的に５０Ω）と、先端が挿入される組織のインピーダンス（典型的に体内組織の場合は５０Ωよりもはるかに小さい）との間にあってもよい。次に放射先端部の幾何学的形状は、インピーダンス変成器として働くとともに共振をサポートして組織内へのエネルギーの送出を促進するように選択してもよい。詳細には、放射先端部は、半径方向（すなわち内部導体から離れて半径方向に延びる方向）にインピーダンス変成器として形成してもよい。
【0024】
第２の誘電体材料は、たとえば３つ以上のマイクロ波周波数において低損失を示すセラミック誘電体材料であってもよい。好ましくは、Ｍａｃｏｒ（登録商標）セラミックから形成してもよい。（剛性の）セラミック材料を与えることによって、器具は身体内への経皮的挿入（すなわち切開部を通した人体への挿入）に特にとても適している場合がある。Ｍａｃｏｒ（登録商標）セラミックは特に望ましい。なぜならば、インピーダンスが低く、無孔で、化学的に不活性だから（生体適合性があるから）である。
【0025】
対照的に、第１の誘電体材料はＰＴＦＥであってもよい。第１及び第２の誘電体材料がそれぞれＰＴＦＥ及びＭａｃｏｒ（登録商標）セラミックであるとき、ＰＴＦＥと比べてＭａｃｏｒ（登録商標）セラミックのインピーダンス値は低いため、放射先端部は効果的なインピーダンス変成器を形成する。その結果、組織へのＥＭエネルギーの送出はさらに改善される。
【0026】
放射先端部の遠位端がテーパ状になって尖っていて、体内組織への経皮的アクセスを助けてもよい。好ましくは、テーパ状になって鋭く尖った先になってもよい。鋭い／テーパ状端部を有することによって、身体内への経皮的挿入がさらに助けられる。
【0027】
代替的に、同軸ケーブル及び放射先端部を、体内組織への非経皮アクセス（たとえば、患者の身体内の自然開口部を通して）を可能にするように寸法取りしてもよい。器具を非経皮的に用いる実施形態では、放射先端部の遠位端が丸みを帯びていて、すなわち、器具を通すべき身体内の気道または他の自然通路を突き刺すことがないようにしてもよい。
【0028】
同軸ケーブル及び放射先端部を、気管支鏡または内視鏡の器具チャネルに沿って挿入できるように構成してもよい。詳細には、このような実施形態では、同軸ケーブルは好ましくは柔軟で、たとえば気道内への挿入を助ける。
【0029】
外部導体は、第１の誘電体材料の遠位端を越えて延びて、第２の誘電体材料の近位部分を囲んでもよい。これは、放出電磁場の形状に影響を与える可能性がある。したがって、切除パターンの制御を、選択可能なエネルギー送出プロファイルに従って、器具に送出するエネルギーの周波数を単純に変えることにより、すなわち、複数の周波数において器具にエネルギーを供給することができる発生器を用いることにより行うことができる。
【0030】
同軸ケーブルの内部導体は、外部導体の最遠位点を越えて、第１の誘電体材料の最遠位点を越えて、放射部分の最遠位点の方に延びてもよい。また、内部導体は第２の誘電体材料内に延びて誘電体材料の最遠位端に向かって延びてもよい。この構造を有する放射先端部はダイポールアンテナとして放射するため、放射先端部から半径方向外側にエネルギーを放射することが促進され、深い切除が得られる。
【0031】
第１の誘電体材料の最遠位点、外部導体の最遠位点、及び放射先端部の最遠位点は、同軸ケーブルの遠位端の場合と同じように（すなわち、器具にＥＭエネルギーを供給する概念的な発生器に対して）規定される。
【0032】
好ましくは、内部導体は第２の誘電体材料の最遠位点を越えて延びてはおらず、放射先端部に沿ったどこにも露出していない。
【0033】
放射先端部の外径は同軸ケーブルの外径に実質的に等しくてもよい。外部導体によって覆われる第２の誘電体材料の部分は実際には、たとえば製造を簡単にするために、また器具の端部内に流体が進入することを防ぐ良好なシールを得るために、外径が外部導体の内径に等しくてもよい。
【0034】
外部導体は、第２の誘電体材料を第２の誘電体材料の長さの少なくとも半分だけ覆っていてもよい。好ましくは、外部導体は第２の誘電体をその長さの最大で４分の３だけ覆っていてもよい。このように第２の誘電体材料を覆うことによって、電磁場成形効果が生じて、放射先端部によって作り出される切除パターン／形状が、高周波数側において放射先端部の遠位端に向かって集中する。
【0035】
また発明者らが見出したところによれば、第２の誘電体材料が外部導体によって覆われる放射先端部の部分は、同軸ケーブルと放射先端部の遠位端との間のインピーダンス変成器として働き、その結果、組織内へのＥＭエネルギーの送出がさらに改善される。
【0036】
いくつかの実施形態では、同軸ケーブルは、中空の内腔が内部を通っており、すなわち同軸ケーブルの長手軸に平行に走行している。このような中空の内腔を、放射先端部を囲む空間に流体を送出し及び／または取り除くために用いてもよい。
【0037】
別の態様では、マイクロ波電磁（ＥＭ）エネルギーを生体組織内に送出するための電気外科装置であって、３つ以上の異なる周波数でマイクロ波ＥＭエネルギーを発生させるように配設された発生器と、前述した電気外科器具であって、同軸ケーブルは、発生器からマイクロ波ＥＭエネルギーを受け取るように発生器に接続された近位端を有する電気外科器具と、を含む電気外科装置が提供される。
【0038】
発生器は、３つ以上の異なる周波数の個々の１つにおいてマイクロ波ＥＭエネルギーを発生させるために３つ以上の別個のマイクロ波源を含んでいてもよい。発生器はさらに、同軸ケーブルに接続された共通の信号経路に各信号を伝えるために配設された信号結合器を含んでいてもよい。信号結合器はマルチプレクサであってもよい。マルチプレクサは、共通の信号経路上で伝えるべき信号を選択するための切替ユニットとして動作可能であってもよい。その代わりにまたはそれに加えて、マルチプレクサは、信号のうちの２つ以上を同時にまたは準同時に共通の信号経路上で伝えるように動作可能であってもよい。たとえば、マルチプレクサは時間領域マルチプレクサまたはフィルタマルチプレクサであってもよい。
【0039】
装置は、治療部位に非侵襲性挿入するための柔軟な器具コードを有する外科スコープ装置（たとえば気管支鏡など）を含んでいてもよく、器具コードは器具チャネルを含み、電気外科器具は器具チャネル内に挿入できるように寸法取りされている。
【0040】
発生器は、所定のエネルギー送出プロファイルにより３つ以上の異なる周波数においてマイクロ波ＥＭエネルギーを送出するように動作可能であってもよい。エネルギー送出プロファイルは、所望の切除深さ、及び／または所望の切除ゾーン形状により選択してもよい。いくつかの実施形態では、エネルギー送出プロファイルを、放射先端部から反射されるエネルギーの測定された特性に基づいて選択してもよい。
【0041】
一実施例では、発生器は、所定のエネルギー送出プロファイル下で、第１の切除時間の間に第１の信号を送出することであって、第１の信号は、主に第１の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギーを含む、送出することと、第２の切除時間の間に第２の信号を送出することであって、第２の信号は、主に第１の周波数よりも低い第２の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギーを含む、送出することと、第３の切除時間の間に第３の信号を送出することであって、第３の信号は、主に第１の周波数及び第２の周波数よりも低い第３の周波数を有するマイクロ波ＥＭエネルギーを含む、送出することと、を行うように動作可能であってもよい。発生器は、３つの時間の間で切り替わってもよいしまたは交互に変わってもよい。詳細には、エネルギーを３つの周波数の間で（急速に）交互に変えてもよい。代替的に、エネルギーを３つの周波数で同時に供給してもよい。
【0042】
第２の周波数は第１の周波数の半分未満であってもよい。第３の周波数は第２の周波数の半分未満であってもよい。たとえば、第１の周波数は１４．５ＧＨｚであり、第２の周波数は５．８ＧＨｚであり、及び第３の周波数は２．４５ＧＨｚである。
【0043】
上記で概略した送出プロファイルを用いてＥＭエネルギーを供給することによって、１４．５ＧＨｚにおける迅速で局部的な加熱効果を用いて、放射先端部に近い組織を迅速に切除することができる。この組織が好適に切除されたら（たとえば、所定時間が経過した後で）、次に、低周波数側におけるエネルギーによって切除ゾーンを広げて、放射先端部と組織との間の改善された誘電体整合を利用することができる。したがって、より大きい切除ゾーンを加熱する時間が、第１の周波数のみで動作した場合にかかったであろう時間と比べたときに短くなる。
【0044】
交互に替わるプロファイルにより加熱するさらなる優位点は、同軸ケーブル内で加熱効果（１４．５ＧＨｚにおいてより顕著である）が起きても、同軸ケーブル内で著しい温度上昇が生じないことである。なぜならば、低周波数側でエネルギーが供給される時間により、ケーブルの長さに沿って生じる任意の局部的な加熱効果の散逸が可能だからである。
【0045】
発生器は、患者の呼吸周期に合わせてマイクロ波エネルギーのパルスを送出するように構成してもよい。したがって、肺が収縮したときにエネルギーを供給することができ、同軸ケーブル、放射先端部、及び組織間のより良好な相対的インピーダンス整合を得ることができる。
【0046】
発生器は、同軸ケーブルから受け取った反射電力を検出するように配設された検出器を含んでいてもよく、発生器は、検出した反射電力に基づいてある切除時間から次の切除時間に切り替わるように配設されている。本発明の実施例について、添付図面を参照して以下に詳細に説明する。
【図面の簡単な説明】
【0047】
【発明を実施するための形態】
【0048】
図１は、本発明の実施形態である電気外科装置１００の概略図である。装置１００は、複数の周波数を有するＥＭエネルギーを、治療部位における生体組織内に選択的に局部的に供給するように動作可能である。装置１００は、複数の周波数を有するＥＭエネルギーを発生させるための発生器１０２を含む。発生器１０２は、同軸ケーブル１０４が接続された出力ポート１２０を有する。同軸ケーブル１０４は、ＥＭエネルギーを発生器１０２から離れて電気外科器具１１８の方に伝える。この実施形態では、同軸ケーブル１０４が、器具チャネルを通して気管支鏡１１４の挿入ケーブル１０６内に挿入されている。挿入ケーブル１０６は、患者の肺内に非侵襲性挿入することができる柔軟で操縦可能なシャフトである。したがって、この実施形態では器具１１８の非経皮挿入が可能である。しかし、他の実施形態では、器具１１８の遠位先端部が、経皮的挿入に対して、すなわち患者の身体内に形成された切開部を通して肺組織にアクセスするように構成されていてもよい。このような実施例では、器具を組織内に直接挿入してもよいしまたは好適なカテーテルを介してもよい。
【0049】
発生器１０２は、３つの別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃを含む。別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃはそれぞれ、異なる周波数を有する信号を発生させる。この実施例では、周波数は２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、及び１４．５ＧＨｚである。別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃはそれぞれ、個々の信号を使用に適した電力レベルに増幅する対応する電力増幅器を含んでいてもよい。
【0050】
いくつかの実施形態では、３つの供給源を単一部品（たとえばＧａＮパワー素子）に一体化してもよい。ＧａＮパワー素子（たとえば、ＧａＮ高電子移動度トランジスタ（ＨＥＭＴ）ベースのデバイス）を用いれば、発生器セットアップの小型化を可能にすることができる。他方では、状況によっては、別個の供給源を用いた方が費用対効果が高い場合がある。
【0051】
発生器１０２は、別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃそれぞれから出力信号を受け取るように接続されたマルチプレクサ１２４を含む。マルチプレクサ１２４は、共通の出力経路１２５上で別個の信号を伝達するように動作する。出力経路１２５は出力ポート１２０に接続されている。マルチプレクサ１２４は、別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃの出力間で切り替わってもよいし、または出力のうちの２つ以上を組み合わせてそれらが同時に伝送されるようにしてもよい。マルチプレクサ１２４は切替器及び信号結合器の両方として動作可能であってもよい。
【0052】
発生器１０２は、マルチプレクサ１２４と別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃのそれぞれとに動作可能に接続されたコントローラ１２６を含む。コントローラ１２６は発生器１０２の動作を制御して所望の信号を出力することができる。後述するように、所望の出力信号は所定のフォーマットまたはプロファイルを、たとえば治療部位の性質（たとえば、形状またはサイズ）に応じて有していてもよい。コントローラ１２６は、１つ以上の送出プロファイルによりＥＭエネルギーを送出するように動作してもよい。ユーザは、所望のプロファイルを複数の記憶されたプロファイルから、たとえば発生器１０２に付随するユーザインターフェース１２８を介して選択できてもよい。たとえば、発生器をＷＯ２０１２／０７６８４４と同様の方法で構成してもよい。この文献では、ＲＦ及びマイクロ波エネルギーを同じ器具から組織に送出することを、フィードバック情報に基づいて設定して自動的に制御可能なエネルギー送出プロファイルにより行う電気外科装置が開示されている。
【0053】
ユーザインターフェース１２８は、選択したプロファイル及び／またはステージまたは処置または処置している組織の特性を示すためのディスプレイ１３０を含んでいてもよい。
【0054】
マルチプレクサ１２４が切替ユニットとして動作する場合、発生器１０２は、器具に供給されるエネルギーを、所望のエネルギー送出プロファイルにより３つの周波数の間で切り替えることができる。たとえば、切り替えは、最初に１４．５ＧＨｚ供給源を選択して、エネルギーが１４．５ＧＨｚで送出されるようにし、次に５．８ＧＨｚ供給源に切り替えて、エネルギーが５．８ＧＨｚで送出されるようにし、次に２．４５ＧＨｚ供給源に切り替えて、エネルギーが２．４５ＧＨｚで送出されるように行ってもよい。
【0055】
マルチプレクサ１２４は時間領域マルチプレクサであってもよい。この場合、マルチプレクサは、器具に供給されるエネルギーを所望のエネルギー送出プロファイルにより３つの周波数の間で迅速に交互に変えることができる。代替的に、マルチプレクサ１２４はフィルタマルチプレクサであってもよく、それによって、器具に３つの周波数を同時に供給することが、すなわち所望の混合比を有するエネルギー送出プロファイルにより可能である。
【0056】
したがって、エネルギーを送出するときに用いるエネルギー送出プロファイルを、マルチプレクサ１２４の動作状態を制御することと、別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃの出力との組み合わせによって制御することができる。
【0057】
いくつかの実施形態では、発生器１０２は、器具１１８から受け取った反射電力を測定するように配設された１つ以上の反射信号検出器を含んでいてもよい。器具の放射先端部２０４。反射信号を発生器から放射先端部に送出された信号と比べることによって、発生器は、器具１１８と接触している材料（たとえば生体組織）の誘電特性を決定することができる。コントローラは、検出した反射電力に基づいて、マルチプレクサ１２４及び別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃの動作を調整することができてもよい。こうして、発生器１０２は、処置されている組織の検出された誘電特性に基づいてエネルギー送出を動的に制御してもよい。
【0058】
装置１００はさらに、組織負荷が変化したときに組織との良好なインピーダンス整合を確実にするのを助けるために、信号発生器１０２と放射先端部１１８との間にチューニングネットワーク（図示せず）を含んでいてもよい。たとえば、３重のスタブチューナを用いてもよい。チューナが発生器１０２と放射先端部１１８との間に含まれている場合、放射先端部が組織に対する良好なインピーダンス整合をチューニング範囲の中程に確実に有するようにすることによって、組織内へのエネルギーの送出をさらに改善することができる。
【0059】
図２に示すのは、電気外科器具１１８の遠位部分が通る断面図である。器具１１８は、同軸ケーブル２０２（発生器１０２に接続された同軸ケーブル１０４と同じであってもよい）と、同軸ケーブルの遠位端２０２に配置され、そこから離れて遠位に延びる放射先端部２０４とを含む。
【0060】
同軸ケーブル２０２は、内部導体２０６と、外部導体２０８と、内部及び外部導体を互いから電気的に絶縁するための第１の誘電体材料２１０とを含む。また外部導体２０８を保護スリーブ（図示せず）で覆って、外部導体と患者の組織との間の電気接触を防いでもよい。シースは生体適合性材料（たとえばＰＴＦＥ）である。本発明で用いる典型的な同軸ケーブルはインピーダンスが５０Ωである。
【0061】
外科的処置用に患者内に挿入することに器具が適するためには、ケーブルの外径は５ｍｍ未満でなければならない。器具が気管支鏡１１４の器具チャネルを通される実施形態では、同軸ケーブルの外径は１．５ｍｍ未満（たとえば１．２ｍｍ未満）でなければならない。同軸ケーブルは患者の身体内に挿入するのに十分な長さである。典型的に、その長さは１ｍ以上であるが、このような長さに限定されない。
【0062】
本出願では、他に記載がない限り、構成部品の長さは、同軸ケーブルの長手軸に沿った（すなわち平行な）方向におけるその寸法を指す。
【0063】
この実施形態では、放射先端部２０４は、第１の誘電体材料２１０とは異なる第２の誘電体材料２１２からなる。第２の誘電体材料２１２は、細長いプローブ構造（たとえば略円柱形状を有する）であってもよい。第２の誘電体材料２１２はテーパ状、ドーム形、または尖った遠位先端部を有していてもよい。外科手術で用いるには円柱形状が優位である。第２の誘電体の尖った形状は身体内への経皮的挿入を助ける場合がある。
【0064】
第２の誘電体材料２１２は第１の誘電体材料２１０の遠位端に当接してもよい。代替的に、第２の誘電体２１２を、第１及び第２の誘電体材料の両方と異なる第３の誘電体材料から形成されたカラー２１４によって、第１の誘電体材料から分離してもよい。本実施形態における第３の誘電体は、第１及び第２の誘電体材料間の１ｍｍ空隙である。空隙によって、ケーブルまたは放射先端部上に内部応力を引き起こすことなく（そうでなければ、器具に損傷を生じさせ得る）、器具の構成要素が熱膨張するための余地が得られる。また、間隙１ｍｍ（同軸ケーブルの構成部品の寸法の予想変化よりも大きい）を有することによって、空隙のサイズの変動は無視することができ、放射先端部における共振がこのような変動によって特に影響されることはない。
【0065】
第２の誘電体２１２のインピーダンスは、別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃによって出力されるマイクロ波ＥＭエネルギーの周波数において肺組織のインピーダンスと厳密に一致するように選択される。たとえば、第２の誘電体をＭａｃｏｒ（登録商標）セラミックから形成してもよい。Ｍａｃｏｒ（登録商標）セラミックも剛性で、身体内への経皮的挿入をさらに助ける。前述した理由により、Ｍａｃｏｒ（登録商標）セラミックが選択される。なぜならば、インピーダンスが同軸ケーブルのそれと放射先端部がエネルギーを送出すべき組織のそれとの間だからである。これは、放射先端部における反射を減らし、したがってエネルギーの送出を促進するのに役立つ。
【0066】
外部導体２０８は、第１の誘電体材料２１０の遠位端を越えて延びて、第２の誘電体材料２１２の近位部分を覆っている。第２の誘電体２１２をこのように同軸ケーブル２０２に固定することが、たとえばさらなる固定手段（たとえば、ボンディングなど）を用いてまたは用いずに可能である。第２の誘電体材料の外面に沿って外部導体２０８が存在することは、放射先端部によって放出される電磁場の形状に影響し得る。詳細には、放出電磁場は、同軸ケーブルの遠位端から離れるように遠位に送られる形状を有していてもよい。方向効果は高周波数側の場合にもっと顕著であり得る。
【0067】
外部導体２０８の遠位端を越えた所で、第２の誘電体材料２１２が露出される。内部導体２０６は第２の誘電体材料内を、第１の誘電体材料２１０の遠位端を越えて、及び外部導体２０８の遠位端を越えて延びて、放射先端部内に同軸ダイポールアンテナを形成する。内部導体２０６は、第２の誘電体材料２１２内で（たとえば、遠位端の直前で）終了してもよい。
【0068】
第２の誘電体材料２１２の長さは、放射先端部２０４が、体内組織内に放射先端部が挿入されたときに２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、及び１４．５ＧＨｚにおける共振をサポートすることができるように選択されている。その結果、体内組織に送出されるエネルギーが最大になる（本実施例で用いる長さに対しては以下を参照）。
【0069】
第２の誘電体材料２１２の長さは、放射すべきマイクロ波エネルギーの複数の周波数におけるその誘電特性と組み合わせて、以下の等式を満たすように選択される。
【0070】
【数2】
【0071】
ここで、Ｌは第２の誘電体材料の長さであり、ｎは正の整数であり、λは複数の周波数において第２の誘電体材料内を伝搬するエネルギーの波長である。第２の誘電体材料内を伝搬する波長は、周波数に以下のように依存する。
【0072】
【数3】
【0073】
ここで、ｃは真空中における光の速度であり、μｒ（ｆ）は放射先端部の周波数依存性の比透磁率であり、εｒ（ｆ）は第２の誘電体材料の周波数依存性の相対誘電率である。誘電率及び透磁率の周波数依存性は、放射先端部に対して好適な誘電体材料２１２を選択することによってある程度まで制御することができる。本実施形態が関係する周波数範囲にわたって、Ｍａｃｏｒ（登録商標）セラミックの電気誘電率はほぼ一定であるが、誘電率の周波数依存性はより大きい周波数範囲上で役割を果たしてもよい。Ｍａｃｏｒ（登録商標）セラミックの誘電損失（すなわち、誘電正接）も、本実施形態が関係する周波数範囲にわたってほぼ一定である。
【0074】
したがって、第２の誘電体材料２１２の長さは、放射先端部を挿入すべき材料と、第２の誘電体材料の周波数依存性の磁気及び誘電特性とを、以下の等式を満たすように考慮することによって選択しなければならない。
【0075】
【数4】
【0076】
Ｍａｃｏｒ（登録商標）セラミックを肺組織内に挿入して、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、及び１４．５ＧＨｚでエネルギーを供給した場合、第２の誘電体材料２１２として、全軸方向長さが１４．１ｍｍ（その平行断面２１８の軸方向長さが１０ｍｍ、曲線状の先端部分２２０の軸方向長さが４．１ｍｍ、外部導体２０８は第２の誘電体２１２を平行断面の最初の９ｍｍに対して覆う）のものがこの等式を満たし、放射先端部２０４がこれらの周波数における共振をサポートする。
【0077】
本出願の目的上、軸方向は同軸ケーブルの長手方向である。
前述の等式から、第２の誘電体材料２１２として、大きな比誘電率（自由空間における誘電率に対する材料の誘電率の比として規定される）を有するものを選択することによって、放射先端部２０４部分の長さを小さくできることが分かる。
前述の等式から、第２の誘電体材料２１２として、大きな比誘電率（自由空間における誘電率に対する材料の誘電率の比として規定される）を有するものを選択することによって、放射先端部２０４部分の長さを小さくできることが分かる。
【0078】
図３～５は、放射先端部２０４を卵白内に挿入したときの、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、及び１４．５ＧＨｚそれぞれにおける放射電力吸収密度を示すシミュレートしたプロットである。これらのシミュレーションによって、種々の周波数において放射先端部によって放出される電磁場の異なるサイズ及び形状が例示される。
【0079】
放射線の進入深さは周波数に依存することが知られている。下表１に、別個のマイクロ波源１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃの周波数に対して、切除深さ（表中では皮膚深さと言う）がどのように変化するかを示す。
【0080】
【表1】
【0081】
図３に示すのは、２．４５ＧＨｚの場合のシミュレートされた電磁場形状である。電磁場は、第２の誘電体材料の露出部の側面から離れるように半径方向に延びる。図４に示すのは、５．８ＧＨｚの場合のシミュレートされた電磁場形状である。予想されたように、電磁場の半径方向サイズは２．４５ＧＨｚの場合よりもはるかに小さい。しかし電磁場の遠位部分は近位部分よりも遠くに半径方向に延びる。図５に示すのは、１４．５ＧＨｚの場合のシミュレートされた電磁場形状である。この場合もやはり、予想されたように、電磁場の半径方向サイズは２．４５ＧＨｚ及び５．８ＧＨｚの場合よりもはるかに小さい。事実上、第２の誘電体材料の露出部の側面のすぐ近くに予想される電磁場はない。
【0082】
前述した電磁場のサイズ及び形状を特定の送出プロファイルにおいて有効に組み合わせることができる。
【0083】
たとえば、第１のプロファイルでは、エネルギー供給を最初は１４．５ＧＨｚのみにおいて行い、放射先端部に近い組織の急速加熱を起こす。所定の時間が経過した後で、すなわち所望の量だけ組織が加熱された後で、発生器１０２を次に、５．８ＧＨｚでエネルギーを供給するように、すなわち、わずかにさらに遠くまで組織を加熱するように切り替える。優位なことに、放射先端部に隣接する組織の誘電特性は、１４．５ＧＨｚにおいて加熱することによって変わったため、５．８ＧＨｚにおける組織に対するＥＭエネルギーのカップリングはさらに改善されて、５．８ＧＨｚにおける加熱は急速に起こる。別の所定の時間の後で、すなわち組織が所望の量だけわずかにさらに遠くまで加熱された後で、発生器を次に、２．４５ＧＨｚでエネルギーを供給するように再び切り替えて、切除深さをさらに増加させる。したがって、このようなエネルギー送出プロファイルにより発生器１０２から信号を供給することによって、切除時間を短くして深い切除が実現される。
【0084】
３つの周波数におけるエネルギーが供給される時間を、たとえば処置する前に、経験的に決定してもよい。代替的に、信号発生器は、たとえば放射先端部における組織の誘電特性が必要量だけ変化したと判定したときに周波数を切り替える最適な時間を決定してもよい。
【0085】
供給するエネルギーを交互に変えるか、またはフィルタ／時間領域マルチプレクサ（必要に応じて）を用いてエネルギーを同時にまたは準同時に供給することによって同様の効果が得られる。これは、１４．５ＧＨｚエネルギーを用いて放射先端部に最も近い組織の迅速な切除を可能にすることと、他の２つの周波数を用いて放射先端部からさらに遠い組織を切除することとによる。
【0086】
図６に示すのは、卵白内に挿入したときの、２０ＧＨｚまでの周波数において器具の放射先端部２０４から反射される電力のＳ１，１プロット（ｄＢ）である。プロットの落下は、反射して同軸ケーブルに沿って発生器に戻るよりもむしろ、ＥＭエネルギーが先端内に貯蔵される（すなわち、先端における共振定常波内に貯蔵される）点を示す。したがって、落下は、反射エネルギーが減少する点に対応する。反射エネルギーが減少する場合、放射先端部を囲む組織にエネルギーが効果的に送出される。したがって、反射損失が良好なほど、エネルギーの送出が良好である。プロット上に標示したのは２．４５ＧＨｚ（Ａ）、５．８ＧＨｚ（Ｂ）、及び１４．５ＧＨｚ（Ｃ）である。したがって、図６は、３つの説明した周波数において肺組織に対するエネルギーが図２の器具によって効果的に結合されていることを示している。また、これら３つの周波数において、放射先端部２０４から反射される電力は－１５ｄＢまたはそれよりも良好である。図２の器具はまた、周波数８．２ＧＨｚ及び１１．７ＧＨｚのマイクロ波エネルギーを効果的に送出し得ることに注意してもよい。
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6】