特許 7261493 電気手術装置

(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】2023-04-12

(45)【発行日】2023-04-20

(54)【発明の名称】電気手術装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 18/18 20060101AFI20230413BHJP

   A61B 18/12 20060101ALI20230413BHJP

【ＦＩ】

A61B18/18 100

A61B18/12

【請求項の数】 11

(21)【出願番号】P 2020523262

(86)(22)【出願日】2018-12-20

(65)【公表番号】

(43)【公表日】2021-04-01

(86)【国際出願番号】 EP2018086234

(87)【国際公開番号】W WO2019129647

(87)【国際公開日】2019-07-04

【審査請求日】2021-12-02

(31)【優先権主張番号】1721994.0

(32)【優先日】2017-12-27

(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

【審査官】野口 絢子

(56)【参考文献】

【文献】特表２０１０－５０５５７２（ＪＰ，Ａ）

【文献】国際公開第２０１６／１９５９４１（ＷＯ，Ａ１）

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

Ａ６１Ｂ１３／００－１８／１８

Ｈ０３Ｆ １／００－ ３／４５

Ｈ０３Ｆ ３／５４－ ３／６０

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

マイクロ波電磁放射を生成するためのマイクロ波信号発生器と、
前記マイクロ波電磁放射をパルス出力するように構成された変調器と、
前記変調器に接続され、前記変調器から受け取られるマイクロ波電磁放射のパルスの電力を増加させるように構成された増幅器モジュールであって、前記増幅器モジュールは、並列に接続された増幅器のアレイを備え、前記増幅器のアレイからの出力信号が、出力マイクロ波信号を生成するように結合される、前記増幅器モジュールと、
前記出力マイクロ波信号をプローブに伝えるための供給構造とを備えた増幅器配列を備える電気手術用ジェネレータであって、
前記変調器は、前記出力マイクロ波信号が２０％以下のデューティサイクルを有する一連のマイクロ波パルスを含むように構成され、各マイクロ波パルスが、０．１ｓ以下の持続時間を有し、
前記増幅器モジュールは、
前記変調器から前記マイクロ波電磁放射のパルスを受け取り、次に前記増幅器のアレイの入力信号に分けるように構成された電力分割器ユニットと、
前記増幅器のアレイからの前記出力信号を結合するように構成された電力結合器ユニットとを備える、電気手術用ジェネレータ。

【請求項2】

前記変調器と前記増幅器モジュールとの間に接続された駆動増幅器を備える、請求項１に記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項3】

前記一連のマイクロ波パルスはそれぞれ４００Ｗ以上の電力を有する、請求項１または２に記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項4】

前記一連のマイクロ波パルスはそれぞれ２ｋＷ以上の電力を有する、請求項１～３のいずれかに記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項5】

各マイクロ波パルスは、１ｍｓ以下の持続時間を有する、請求項１～４のいずれかに記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項6】

前記増幅器のアレイは、８つの増幅器を備える、請求項１～５のいずれかに記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項7】

前記増幅器のアレイの各増幅器は、高電子移動度トランジスタを備える、請求項１～６のいずれかに記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項8】

前記高電子移動度トランジスタは窒化ガリウムトランジスタである、請求項７に記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項9】

前記増幅器のアレイ内の各増幅器は、１０ｄＢｍ以上の利得を有する、請求項１～８のいずれかに記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項10】

各増幅器からの前記出力信号は、４００Ｗの電力を有する、請求項１～９のいずれかに記載の電気手術用ジェネレータ。

【請求項11】

前記供給構造は、３ｍｍ以下の直径を有する同軸ケーブルを備える、請求項１～１０のいずれかに記載の電気手術用ジェネレータ。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、生体組織を治療するためにマイクロ波周波数エネルギーが使用される電気手術装置に関する。特に、本発明は、生体組織を凝固させるため、または焼灼するための高出力マイクロ波周波数パルスを生成可能である電気手術用ジェネレータ向けの増幅器配列に関する。

【背景技術】

【0002】

肺及びその他の体組織における様々な状態を治療するために、マイクロ波放射プローブを使用することが知られている。例えば、肺では、喘息の治療、及び腫瘍または病変の焼灼にマイクロ波放射を用いる場合がある。

【0003】

ＧＢ２４８６３４３は、生体組織の治療のためにＲＦ及びマイクロ波の両方のエネルギーを送出する電気手術装置の制御システムを開示する。プローブに送達されるＲＦエネルギーとマイクロ波エネルギーの両方のエネルギー送達プロファイルは、プローブに伝えられるＲＦエネルギーのサンプリングされた電圧及び電流の情報、ならびにプローブに伝えられるマイクロ波エネルギー、及びプローブから伝えられるマイクロ波エネルギーのサンプリングされた順方向電力及び反射電力の情報に基づいて設定される。

【発明の概要】

【0004】

最も一般的には、本発明は、電気手術デバイスに用いる高出力マイクロ波周波数パルスを生成可能である装置を提供する。本装置は、生体組織の治療、例えば、凝固または焼灼のために使用し得る。

【0005】

本発明によれば、電気手術用ジェネレータのための増幅器配列が提供され、本増幅器配列は、マイクロ波電磁（ＥＭ）放射を生成するためのマイクロ波信号発生器と、マイクロ波ＥＭ放射をパルス出力するように構成された変調器と、変調器に接続され、変調器から受け取られるマイクロ波ＥＭ放射のパルスの電力を増加させるように構成された増幅器モジュールであって、増幅器モジュールは、並列に接続された増幅器のアレイを備え、増幅器のアレイからの出力信号が、出力マイクロ波信号を生成するように結合される、増幅器モジュールと、出力マイクロ波信号をプローブに伝えるための供給構造とを備える。増幅器モジュールは、入力信号を分割してから出力信号を結合する構成要素で生じる合計損失よりも大きな利得を示す一連の増幅器を提供することによって機能する。例えば、アレイ内の各増幅器が１０ｄＢｍの利得を有する場合、従来の電力分割器及び電力結合器を使用して、従来の電気手術用ジェネレータによって提供されるものよりも実質的に高い電力を有する出力マイクロ波信号を得ることが可能である。

【0006】

本発明は、所与のエネルギーペイロードを、一連の短持続期間の高電力パルスとして送達する増幅器配列を提案する。標的組織は、エネルギーペイロードを受け取り、したがって、所望の焼灼効果を示す。例えば、２ｋＪのエネルギーペイロードは、生体組織に直径約３．５ｃｍの損傷を来し得る。ただし、パルスの持続時間及び大きさは、供給構造に関連する影響（例えば、熱損失）を最小限にしながらも、比較的短い全体の治療時間を確実にするように、両方が選択され得る。

【0007】

患者の快適さのためと、組織内の灌流に関連する望まれない熱的影響を避けるためとの両方のためには、全体の治療時間を短くすることが望ましい。標的エネルギーペイロードが２ｋＪの場合、これを１００ｓ間、２０Ｗの連続波信号として、または例えば１０ｓ間以下の非常に短い期間に広がる２ｋＷの一連の短いパルスとして送出することが考えられる。１００秒間のエネルギーの連続的な送出は、患者の不快感と灌流による標的部位からのエネルギーの移動とにつながり得る。これらの影響は、本明細書で提案されているパルス技法を使用することにより軽減される。さらに、人体は、受け取ったエネルギー、特に熱エネルギーを検出し、それに応答する際にゼロでない反応時間を示すため、短いバースト（例えば、身体の反応時間以下の持続時間を持つ）で高レベルのエネルギーを印加するときに、身体は、その自然の熱補償メカニズムを実行するのに十分な時間を持てない可能性がある。これらのメカニズム（例えば、皮膚表面への血流の増加など）は、熱エネルギーを加熱領域から遠ざけるように作用するので、それらを迂回する作用により、本発明は、送達エネルギーのより正確な標的化または局在化を提供し得る。

【0008】

同様の効果がエネルギーを伝えるための構造にも適用される。例えば、２０Ｗの連続波信号を運ぶケーブルは、１００ｓ間の治療期間でかなり加熱されることになる。本明細書で提案されるパルス技法を利用することにより、ケーブルの熱応答よりも速い持続時間を有するパルスでエネルギーを送出することによって、それらの熱効果を低減し得る。簡単に言えば、ケーブルで実際に電力が伝達される時間を短縮し、全体の治療時間を短縮することにより、望まれない熱影響を低減しまたは回避し得る。

【0009】

治療時間を短縮することのさらなる利点は、より小さな直径の同軸ケーブル（通常、より高い損失を示す）を使用できることである。これにより、プローブをより小さな生物学的構造または空洞に挿入することが可能になる。

【0010】

増幅器モジュールは、変調器からマイクロ波ＥＭ放射のパルスを受け取り、次に増幅器のアレイの入力信号に分けるように構成された電力分割器ユニットを備え得る。同様に、増幅器モジュールは、増幅器のアレイからの出力信号を結合するように構成された電力結合器ユニットを備え得る。電力分割器ユニット及び電力結合器ユニットは、対称的に配置され得る。電力分割器ユニットは、単一の１対多段、または複数のカスケード段を有し得る。

【0011】

本配列は、例えば、増幅器モジュールに供給されるマイクロ波ＥＭ放射が、適切な電力を有することを確実にするために、変調器と増幅器モジュールとの間に接続された駆動増幅器を備え得る。

【0012】

入力パルスは、増幅された出力信号が加算的に結合するように、増幅器モジュールを経て、同期されたままである。出力マイクロ波信号（すなわち、結合された信号）は、それぞれ４００Ｗ以上、好ましくは２ｋＷ以上の電力を有する一連のマイクロ波パルスを含み得る。マイクロ波パルスは、それぞれ、０．１ｓ以下、好ましくは１ｍｓ以下の持続時間を有し得る。出力マイクロ波信号は、５０％以下、好ましくは２０％以下のデューティサイクルを有し得る。

【0013】

出力マイクロ波信号の大きさ（電力）、持続時間、及びデューティサイクルは、総治療時間が閾値未満であることを確実にするように、例えば、標的エネルギーペイロードに基づいて選択可能である。この閾値は、２０秒以下にしてもよい。このようにして、高出力マイクロ波ＥＭパルスは、電気手術装置を構成する構成要素を著しく加熱することなく、組織に送達され得る。これにより、冷却システムの必要性が減少し、また、装置の有効な動作時間及び寿命の延長にも役立ち得る。

【0014】

増幅器のアレイは、８つの増幅器を含んでもよい。好ましくは、増幅器は、高電子移動度トランジスタ（ＨＥＭＴ）を含んでもよい。そのようなトランジスタを使用することにより、装置は、最小の損失を伴うマイクロ波周波数で、効率的かつ効果的に動作することができ、トランジスタは、増幅回路がより少ない増幅器を必要とし得るような、大きな利得を提供することができる。例えば、トランジスタは、窒化ガリウムＨＥＭＴであってもよい。各トランジスタは、少なくとも１０ｄＢｍの利得を有してもよく、少なくとも５６ｄＢｍまたは４００Ｗの出力電力を有してもよい。

【0015】

供給構造は、３ｍｍ以下、好ましくは２．２ｍｍ以下の直径を有する同軸ケーブルを備えてもよい。

【0016】

特定の実施形態では、増幅器配列は、ＲＦ ＥＭ放射を生成するための無線周波数（ＲＦ）信号ジェネレータをも備える電気手術用ジェネレータに使用されてもよい。このような実施形態では、装置は、ＲＦ ＥＭ放射をプローブに伝えるためのＲＦ供給構造を備えてもよく、これは、ＲＦ ＥＭ放射を送出するように構成することもできる。

【0017】

増幅器配列は、供給構造の遠位端に接続可能なプローブを含む電気外科システムの一部を形成してもよい。プローブは、内視鏡または気管支鏡などの外科用スコープデバイスの器具チャネルを通して挿入可能である。このようにして、装置を、内視鏡的処置に使用してもよい。「外科用スコープデバイス」という用語は、本明細書では、侵襲的手技中に患者の体内に導入される剛性または可撓性の（例えば、操向可能な）導管である挿入管が備わっている任意の外科用デバイスを意味するのに使用され得る。挿入管は、器具チャネル及び（例えば、挿入管の遠位端の治療部位を照らし、及び／または治療部位の映像を捕捉するために光を伝達するための）光学チャネルを含む場合がある。器具チャネルは、侵襲性の外科手術用ツールを受け入れるのに適した直径を有し得る。器具チャネルの直径は５ｍｍ以下にしてもよい。

【0018】

本明細書において、「マイクロ波」は、４００ＭＨｚ～１００ＧＨｚの周波数範囲を指定するために大まかに用いられてもよいが、好ましくは１ＧＨｚ～６０ＧＨｚの範囲である。検討されている特定の周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、及び２４ＧＨｚである。デバイスは、これらのマイクロ波周波数のうちの複数においてエネルギーを送達し得る。対照的に、本明細書では、「無線周波数」または「ＲＦ」は、少なくとも３桁低い、例えば、３００ＭＨｚまでの、好ましくは１０ｋＨｚ～１ＭＨｚの周波数範囲を指定するために使用する。

【0019】

以下、添付の図面を参照しながら本発明の実施形態を詳細に述べる。

【図面の簡単な説明】

【0020】

【図1】知られている電気手術装置の全体的な概略システム図である。

【図2】本発明の実施形態であるマイクロ波増幅器配列を示す概略図である。

【図3】本発明の実施形態である増幅モジュールの概略システム図である。

【発明を実施するための形態】

【0021】

さらなる選択肢及び好適例
背景技術
図１は、本発明を理解するのに有用である、ＧＢ２４８６３４３に開示されているような電気手術装置４００の概略図を示す。本装置は、ＲＦチャネル及びマイクロ波チャネルを備える。ＲＦチャネルは、生体組織の治療（例えば、切開または乾燥）に適した電力レベルでＲＦ周波数電磁信号を生成し制御するための構成要素を含む。マイクロ波チャネルは、生体組織の治療（例えば、凝固または焼灼）に適した電力レベルでマイクロ波周波数電磁信号を生成し制御するための構成要素を含む。

【0022】

マイクロ波チャネルは、マイクロ波周波数源４０２と、それに続くパワースプリッタ４２４（例えば、３ｄＢパワースプリッタ）とを有し、パワースプリッタ４２４は、周波数源４０２からの信号を２つに分岐する。パワースプリッタ４２４からの一方の分岐は、マイクロ波チャネルを形成する。このマイクロ波チャネルは、電力制御モジュール、及び増幅器モジュールを有する。この電力制御モジュールは、制御信号Ｖ１０を介してコントローラ４０６によって制御される可変減衰器４０４と、制御信号Ｖ１１を介してコントローラ４０６によって制御される信号変調器４０８とを備える。増幅器モジュールは、治療に適した電力レベルでプローブ４２０から送出すべき順方向マイクロ波周波数ＥＭ放射を生成するための駆動増幅器４１０及び電力増幅器４１２を備える。増幅器モジュールの後に、マイクロ波チャネルは、（マイクロ波信号検出器の一部を形成する）マイクロ波信号結合モジュールに続く。このマイクロ波信号結合モジュールは、サーキュレータ４１６であって、その第１のポートと第２のポートとの間の経路に沿って、周波数源からプローブにマイクロ波周波数ＥＭエネルギーを送達するように接続されているサーキュレータ４１６、サーキュレータ４１６の第１のポートにある順方向結合器４１４、ならびにサーキュレータ４１６の第３のポートにある反射方向結合器４１８を備える。第３のポートからのマイクロ波周波数ＥＭエネルギーは、反射方向結合器を通過した後、パワーダンプ負荷４２２に吸収される。また、マイクロ波信号結合モジュールは、順方向結合信号または反射結合信号のいずれかを、検出する目的で、ヘテロダイン受信機に接続するために、制御信号Ｖ１２を介してコントローラ４０６によって作動されるスイッチ４１５を含む。

【0023】

パワースプリッタ４２４からの他方の分岐は、測定チャネルを形成する。測定チャネルは、マイクロ波チャネル上の増幅列をバイパスするので、プローブから低電力信号を送出するように構成される。制御信号Ｖ１３を介してコントローラ４０６によって制御される一次チャネル選択スイッチ４２６は、マイクロ波チャネルまたは測定チャネルのいずれかからの信号を選択してプローブに送達するよう機能する。マイクロ波信号発生器を低周波ＲＦ信号から保護するために、一次チャネル選択スイッチ４２６とプローブ４２０との間に高域通過フィルタ４２７が接続される。

【0024】

測定チャネルは、プローブから反射される電力の位相及び大きさを検出するように構成された構成要素を含み、例えば、プローブの遠位端に存在する生体組織などの物質についての情報をもたらし得る。測定チャネルは、サーキュレータ４２８であって、その第１のポートと第２のポートとの間の経路に沿って、周波数源４０２からプローブにマイクロ波周波数ＥＭエネルギーを送達するように接続されたサーキュレータ４２８を備える。サーキュレータ４２８の第３のポートに、プローブから戻ってきた反射信号が導かれる。サーキュレータ４２８は、順方向信号と反射信号とを分離して、正確な測定を行い易くするために用いられる。ただし、サーキュレータは、その第１のポートと第３のポートとを完全には分離しないため、すなわち、順方向信号の一部が第３のポートに漏出して反射信号に干渉する可能性があるため、（順方向結合器４３０からの）順方向信号の一部を（注入結合器４３２を介して）第３のポートから出てくる信号に注入し戻す搬送波相殺回路を使用してもよい。搬送波相殺回路は、注入部分が、第１のポートから第３のポートに漏出するいかなる信号とも、その信号を相殺するために１８０°位相を異にしていることを保証する位相調節器４３４を含む。また、搬送波相殺回路は、注入部分の大きさが、いかなる漏出信号とも同じであることを保証する信号減衰器４３６を含む。

【0025】

順方向信号のドリフトを補償するために、測定チャネル上に順方向結合器４３８が設けられる。順方向結合器４３８の結合出力と、サーキュレータ４２８の第３のポートからの反射信号とは、スイッチ４４０のそれぞれの入力端子に接続される。このスイッチ４４０は、結合された順方向信号、または反射信号のいずれかを、検出する目的で、ヘテロダイン受信機に接続するために、制御信号Ｖ１４を介してコントローラ４０６によって作動される。

【0026】

スイッチ４４０の出力（すなわち、測定チャネルからの出力）及びスイッチ４１５の出力（すなわち、マイクロ波チャネルからの出力）は、二次チャネル選択スイッチ４４２のそれぞれの入力端子に接続される。この二次チャネル選択スイッチ４４２は、測定チャネルがプローブにエネルギーを供給しているときに、測定チャネルの出力がヘテロダイン受信機に接続され、マイクロ波チャネルがプローブにエネルギーを供給しているときに、測定チャネルの出力がヘテロダイン受信機に接続されるのを確実にするように、一次チャネル選択スイッチと連動して、制御信号Ｖ１５を介してコントローラ４０６によって作動可能である。

【0027】

ヘテロダイン受信機は、二次チャネル選択スイッチ４４２によって出力される信号から、位相及び大きさの情報を抽出するのに使用される。このシステムでは、シングルヘテロダイン受信機を示しているが、必要ならば、信号がコントローラに入る前にソース周波数を２度ミックスダウンするダブルヘテロダイン受信機（２つの局部発振器及び混合器を含む）を使用してもよい。ヘテロダイン受信機は、局部発振器４４４と、二次チャネル選択スイッチ４４２によって出力される信号をミックスダウンするための混合器４４８とを備える。局部発振器信号の周波数は、混合器４４８からの出力が、コントローラ４０６で受け取られるのに適した中間周波数になるように選択される。局部発振器４４４及びコントローラ４０６を高周波マイクロ波信号から保護するために、帯域通過フィルタ４４６、４５０が設けられる。

【0028】

コントローラ４０６は、ヘテロダイン受信機の出力を受け取り、この出力から、マイクロ波チャネル上または測定チャネル上の順方向信号及び／または反射信号の位相及び大きさを示す情報を求める（例えば、抽出する）。この情報を使用して、マイクロ波チャネル上の高出力マイクロ波周波数ＥＭ放射、またはＲＦチャネル上の高出力ＲＦ ＥＭ放射の送達を制御してもよい。上記のように、ユーザは、ユーザインタフェース４５２を介してコントローラ４０６と対話してもよい。

【0029】

図１に示すＲＦチャネルは、制御信号Ｖ１６を介してコントローラ４０６によって制御されるゲートドライバ４５６に接続されたＲＦ周波数源４５４を備える。ゲートドライバ４５６は、ハーフブリッジ構成であるＲＦ増幅器４５８に動作信号を供給する。このハーフブリッジ構成のドレイン電圧は、可変ＤＣ電源４６０によって制御可能である。出力変圧器４６２が、生成されたＲＦ信号を、プローブ４２０に送達するためのライン上に転送する。そのライン上には、高周波マイクロ波信号からＲＦ信号発生器を保護するために、低域通過フィルタ、帯域通過フィルタ、帯域消去フィルタ、またはノッチフィルタ４６４が接続されている。

【0030】

組織負荷に送達される電流を測定するために、変流器４６６がＲＦチャネル上に接続される。電圧を測定するために、分圧器４６８（出力変圧器から一部が取り出され得る）が用いられる。分圧器４６８及び変流器４６６からの出力信号（すなわち、電圧及び電流を示す電圧出力）は、それぞれの緩衝増幅器４７０、４７２及び電圧クランプ用ツェナーダイオード４７４、４７６、４７８、４８０によって調整された後、コントローラ４０６に直接接続される（図１に信号Ｂ及びＣとして示す）。

【0031】

位相情報を得るために、電圧信号及び電流信号（Ｂ及びＣ）はまた、位相比較器４８２（例えばＥＸＯＲゲート）にも接続される。この位相比較器４８２の出力電圧は、ＲＣ回路４８４によって積分されて、電圧波形と電流波形との間の位相差に比例する電圧出力（図１にＡとして示す）を生成する。この電圧出力（信号Ａ）は、コントローラ４０６に直接接続される。

【0032】

マイクロ波／測定チャネル及びＲＦチャネルは、信号結合器１１４に接続される。この信号結合器１１４は、ケーブルアセンブリ１１６に沿って、両種類の信号を別々にまたは同時にプローブ４２０に伝える。信号はプローブ４２０から患者の生体組織に送達される（例えば放射される）。

【0033】

本発明は、上記の装置におけるマイクロ波チャネルの改造または改良に関する。
図２は、本発明の実施形態によるマイクロ波増幅器配列１００の概略システム図を示す。本増幅器配列１００は、例えばマイクロ波エネルギーのみが必要とされる状況のために、独立型ジェネレータとして使用し得る。あるいは、増幅器配列１００は、上記の種類のジェネレータに組み込まれてもよい。増幅器配列１００は、電気手術器具から送出すべきマイクロ波周波数電磁（ＥＭ）エネルギーの高出力パルスを生成するように構成される。

【0034】

増幅器配列１００は、マイクロ波周波数ＥＭ放射を生成するためのマイクロ波周波数源１０２と、それに続く、ソース信号（図示せず）を介して外部コントローラによって制御され得る信号変調器１０４とを有する。変調器１０４は、マイクロ波源１０２の連続波出力を、次いで減衰器１０６に渡される一連のマイクロ波パルスに変調する。減衰器１０６は、やはり制御信号を介してコントローラによって制御される可変減衰器であってもよい。

【0035】

マイクロ波源１０２は、例えば、１５ｄＢｍまたは３２ｍＷの電力を有する、５．２ＧＨｚ～５．９ＧＨｚの、好ましくは５．８ＧＨｚの周波数で信号を出力し得る。このマイクロ波信号は、変調器１０４及び減衰器１０６を通過した後、少なくとも１０％、例えば２０％または最大で５０％までのデューティサイクルを有する、１００μｓなどの所定の長さのパルス列として出現する。減衰器１０６は、例えば、器具自体での電力出力を制御するためのフィードバックループに基づいて、マイクロ波パルスの電力を１０ｄＢｍまたは１０ｍＷに低減し得る。いくつかの実施形態では、減衰器１０６が存在しない場合がある。

【0036】

電力を増加させて、生体組織の効果的な治療を可能にするために、マイクロ波パルスに対して、いくつかの増幅ステップが行われる。マイクロ波パルス電力を、増幅器モジュール２００（本明細書では増幅回路または高出力増幅器ユニットとも呼ばれる）への入力として適切なレベルまで増加させるために、駆動増幅器１０８及び電力増幅器１１０が用いられる。増幅器モジュール２００は、図３に関しては、以下で、より詳細に説明する。好ましい実施形態では、増幅回路２００への入力電力は、約５６．５ｄＢｍまたは４５０Ｗであってもよい。駆動増幅器１０８及び電力増幅器１１０を、出力電力がこのレベルに達するように選択してもよい。例えば、駆動増幅器１０８は約３０ｄＢｍの利得を有し、電力増幅器は約１６．５ｄＢｍの利得を有してもよい。あるいは、増幅回路２００に送達されるマイクロ波周波数エネルギーの電力を低くしてもよく、低電力マイクロ波信号の増幅の実質的に全てが、増幅器モジュール２００によってもたらされるようにする。

【0037】

図２は、駆動増幅器１０８及び電力増幅器１１０を示すが、増幅回路２００への入力として適切なレベルまで電力を増加させるために、構成要素の他のあらゆる組み合わせを用いることもできる。例えば、いくつかの実施形態では、ジェネレータ１００は、直列接続された４つの前置増幅器を備えてもよい。

【0038】

マイクロ波パルスは、増幅器モジュール２００を通過した後、約６３．５ｄＢｍまたは２．２ｋＷの電力を有することが好ましい。増幅回路２００の出力は、組織の治療のためにマイクロ波パルスを電気手術器具またはプローブに送るための同軸ケーブル（図示せず）にマイクロ波エネルギーを送達するように接続されたサーキュレータ１１２に接続される。サーキュレータ１１２は、約０．５ｄＢｍの挿入損失をもたらし、したがって器具に送達されるマイクロ波エネルギーの電力は約６３ｄＢｍまたは２ｋＷである。

【0039】

ジェネレータ１００での使用に好適な増幅器モジュール２００の概略図を図３に示す。一般的水準では、増幅回路２００は、マイクロ波エネルギーを多数の増幅器２０８Ａ～２０８ｎに供給する一連の電力分割器２０２、２０４、２０６を備え、それらの出力が結合されて、同軸ケーブルを介して電気手術器具に提供される単一の高出力パルス状マイクロ波信号が生成される。

【0040】

電力増幅器１１０からのマイクロ波パルスは、第１の電力分割器２０２によって２つの信号に分けられる。例えば、第１の電力分割器２０２、及び増幅回路２００で使用される各電力分割器は、入力信号を２つの等しい出力信号に分割するウィルキンソン電力分割器であってもよい。

【0041】

第１の電力分割器２０２からの各出力信号は、この実施形態ではさらに２つの電力分割器を含む後続の第１の電力分割器の列２０４中の電力分割器への入力として用いられる。第１の列２０４の各電力分割器の出力信号は、さらなる電力分割器の列中の各電力分割器に入力を提供し得る。必要な電力分割器及び電力分割器列の数は、選択される増幅器２０８Ａ～２０８ｎの数によって決まる。いくつかの実施形態では、電力分割器は、入力信号を３つ以上の出力に分けてもよく、例えば、電力分割器の少なくとも１つは、四方向電力分割器であってもよい。

【0042】

電力分割器の最終列２０６は、複数の増幅器２０８Ａ～２０８ｎに入力信号を提供する。例えば、好ましい実施形態では、８つの増幅器２０８Ａ～２０８ｎがあってもよいが、増幅器２０８Ａ～２０８ｎの数は、電気手術器具向けの所望の電力に応じて選択してもよい。

【0043】

各増幅器２０８は、Ｃｒｅｅ（ＲＴＭ）によって製造されたＣＧＨＶ９３５０トランジスタなどの窒化ガリウム（ＧａＮ）高電子移動度トランジスタ（ＨＥＭＴ）を備え得る。５．２ＧＨｚ～５．９ＧＨｚの範囲の好ましいマイクロ波周波数では、各増幅器２０８は、約１０ｄＢｍの利得を提供し得る。また一方、必要な利得を提供する任意好適な増幅器またはトランジスタを考慮に入れることができる。

【0044】

次に、各増幅器２０８Ａ～２０８ｎの出力信号は、一連の電力結合器の列２１０、２１２、２１４を通って結合される。例えば、電力結合器の列は、上記の電力分割器を反映してもよい。列２１０、２１２、及び２１４の各電力結合器は、ウィルキンソン電力結合器であってもよく、好ましくは、双方向電力結合器であり得るが、４方向電力結合器を使用することもできる。各増幅器２０８Ａ～２０８ｎの出力信号を結合することにより、一連の高出力マイクロ波パルスが増幅回路２００によって生成される。これらの高出力パルスは、生体組織の治療のために、例えば同軸ケーブルを介して、電気手術器具またはプローブに供給される。

【0045】

ここで、増幅器モジュール２００の特に好ましい実施形態を、５６．５ｄＢｍまたは４５０Ｗの入力マイクロ波電力を想定して、図３を参照しながら説明する。本発明の好ましい実施形態は、８つの増幅器２０８Ａ～２０８ｎを含み、それぞれが約１０ｄＢｍの利得を有する。本明細書で説明する各電力分割器は、入力信号を、それぞれ入力信号の電力よりも３ｄＢｍ低い電力を有する２つの出力信号に分け、約０．５ｄＢｍの追加の挿入損失をもたらすことが想定される。

【0046】

第１の電力分割器２０２は、５６．５ｄＢｍの電力を有する入力マイクロ波信号を取り込み、この信号を、それぞれ５３ｄＢｍのマイクロ波電力を有する２つの分岐に分ける。第１の電力分割器の列２０４は、２つの電力分割器を含み、その結果、第１の電力分割器の列２０４の出力は、それぞれ４９．５ｄＢｍのマイクロ波エネルギーを有する４つの信号である。最終列２０６は、４つの電力分割器を含み、その出力は、それぞれ４６ｄＢｍのマイクロ波エネルギーを有する８つの信号である。これらの８つの信号のそれぞれは、それぞれ増幅器２０８Ａ～２０８ｎへの入力として提供され、各増幅器は、受け取ったマイクロ波信号を５６ｄＢｍ、または約４００Ｗの電力に増幅する。したがって、８つの増幅器２０８Ａ～２０８ｎの総電力出力は、約３．２ｋＷである。

【0047】

次に、８つの増幅器２０８Ａ～２０８ｎの出力信号は、一連の電力結合器を通って結合される。本明細書で説明する各電力結合器は、約０．５ｄＢｍの挿入損失を前にして、２つの入力信号を、入力信号の電力よりも３ｄＢｍ高い電力を有する１つの出力信号に結合する。

【0048】

８つの増幅器２０８Ａ～２０８ｎの出力は、４つの電力結合器を含む第１の電力結合器２１０の列に送られる。第１の列２１０の出力は、それぞれ５８．５ｄＢｍのマイクロ波エネルギーを有する４つの信号である。これらの４つの信号は、２つの電力結合器を含む第２の電力結合器の列２１２への入力として提供され、結果として６１ｄＢｍのマイクロ波エネルギーを有する２つの信号をもたらす。最終の電力結合器２１４は、約６３．５ｄＢｍまたは２．２ｋＷのマイクロ波電力を有する、増幅回路２００の単一出力を与える。

【0049】

上記で概説したように、利得がスプリッタ損失を上回る増幅器のカスケード接続を提供することによって、マイクロ波ＥＭエネルギーの高出力、短持続時間パルス列の形のマイクロ波信号を取得し得る。

【0050】

このようにして電気手術装置に増幅器モジュール２００を提供することによって、既知のジェネレータを用いた場合よりも実質的に短い時間で電気外科治療を行い得る。例えば、効果的な焼灼治療のためには、生体組織に約２ｋＪのエネルギーを送達する必要がある。２ｋＷの電力で動作するパルス状マイクロ波周波数エネルギーでは、エネルギーの各パルスが１００μｓの持続時間を有し、装置が５０％のデューティサイクルで動作する場合、生体組織を約２秒で焼灼し得る。デューティサイクルが２０％に減少すると、焼灼には約５秒かかる。また、１０％のデューティサイクルでは、焼灼には約１０秒かかり得る。

【0051】

一般に、治療時間を短縮することにより、エネルギー損失によって、例えば、マイクロ波信号を治療部位に運ぶケーブルの長さに沿って引き起こされる望まれない加熱効果を最小限に抑え得る。本発明は、必要なエネルギーを短パルスで送達することによって、ケーブルの熱応答がパルス持続時間の時間枠内で電力の大きさに反応できないため、同軸ケーブルの加熱をさらに減らし得る。その結果、ケーブルによって伝えられる所定量のエネルギーについては、そのエネルギーが一連の短い高出力パルスとして伝達される場合には、低出力の連続波形として伝達される場合よりも熱損失が少なくなり得る。

【0052】

本明細書にあるエネルギー送達技法の結果として、より小さな直径の同軸ケーブルを使用して、所与のエネルギーペイロードを送達することができ、それによって、電気手術のために、より小さな直径の体腔への挿入が可能になる。

【0053】

また、信号のパルス状の性質は、焼灼または他の治療によって引き起こされた加熱に対する患者の身体反応として生じる灌流及び他の自然的なメカニズムの問題を回避するのにも役立ち得る。

【図1】

【図2】

【図3】