JP2013506480A - 美容整形装置および方法 - Google Patents

Abstract

この発明は、脂肪液化機能または止血機能を行なうためにマイクロ波エネルギがプローブから処置領域に送出される、脂肪吸引のための外科手術装置を提供しており、この装置は、処置領域でプローブが遭遇する組織の種類に依存して、脂肪液化機能または止血機能に好適な構成を、出力マイクロ波場が自動的に採用するよう構成されている。特に、マイクロ波エネルギの周波数の好適な選択により、脂肪および血液におけるマイクロ波エネルギの皮膚深さの差異は、プローブに送出されるマイクロ波電力の量またはエネルギプロファイルを変更する必要なく、マイクロ波場がその構成を脂肪液化に好適なものと止血に好適なものとの間で自動的に切り替えることができるようにし得る。

Description

発明の分野
この発明は、脂肪吸引を行なうための外科手術装置および方法に関する。この発明はまた、前処置および後処置ステップ、たとえば吸引装置を処置部位へと挿入するためのトンネリング、および／または脂肪が除去された領域での組織収縮の実行を支援してもよい。この発明は、おなか、胸、腕、首、脇腹、膝、腰、唇、尻、太もも、腹部、目、顎、および顔の他の領域といった身体の領域の１つ以上から脂肪を除去するために使用されてもよい。

発明の背景
脂肪吸引は、皮下からの脂肪（脂肪組織）の除去に関与する。通常、脂肪は、皮膚の皮下層に見られる皮下組織の深層から除去される。脂肪は皮下脂肪の表層から除去されてもよいが、これはより困難である。なぜなら、その層は深層よりも密度が高く、神経および血管が密集しているためである。表層からの脂肪の除去は、皮膚の機能的成分に損傷を与える危険があり、それは見た目の永続的な不揃い、変色、そしておそらくは皮膚壊死をもたらすおそれがある。

従来の脂肪吸引手順では、脂肪の吸引しやすさを高めるために、湿潤性溶液または皮下湿潤が使用される。皮下湿潤物の成分は、生理食塩水または破裂リンゲル液のベース流体を含む。この溶液にエピネフリンが添加されることが多く、リドカインおよび／またはブピバカインも鎮痛用に使用される場合がある。時折、感染予防用にゲンタマイシンが添加され、脂肪分解を助けるためにヒアルロニダーゼが添加される。伝統的な態様で脂肪吸引手順を実行する場合、リドカインの毒性を避ける必要がある。

ろ過の順序は通常、全体的な流体および薬理学的負荷を最小限に抑えるよう、注入が概して処置される身体区域ごとに順次行なわれるようになっている。エピネフリンが最大の血管収縮作用を有することができるようにするために、吸引の前に１０〜２０分の待ち時間を有することは、普通である。このプロセスは、全体的な手順を不必要に時間のかかるものとするおそれがある。

従来の脂肪吸引手順においては、下に位置する筋膜、腹膜、および腹部構造の穿孔を避けるために注意を払う必要もある。また、従来の脂肪吸引を実行する場合、患者の体液平衡を綿密に監視する必要がある。従来の脂肪吸引を行なう際に起こる失血も、大きな懸念事項であり得る。手順の最中およびその後に出血するリスクが高い。出血を処置するための薬剤が必要となる場合がある。

ＵＳ５２９５９５５は、無線周波数電磁エネルギを従来の脂肪吸引構成と組合せて使用して、処置部位の脂肪を加熱し、それが軟化して除去しやすくなるようにすることを提案している。しかしながら、加熱が効果的になるよう、処置部位内に極性液体を供給することが必須である。この液体の存在は患者の不快感を高める。また、望ましくない付随的な組織損傷を引き起こすかもしれない過剰発熱を制御することが困難な場合がある。

ＵＳ６９２０８８３は、目標組織の近傍に活性電極およびリターン電極を設けることにより、処置領域に電気エネルギを当てることを提案している。目標組織を通る高周波数電流経路を規定するために、電極間に導電性流体が位置する。電流の流れは、目標組織の加熱、軟化、または焼灼を引き起こす。

ＵＳ７１１２２００は、電気焼灼を行なうよう構成されたパワーアシスト脂肪吸引装置を開示している。この脂肪吸引装置は、活性電極およびリターン電極がそれぞれ搭載された内側カニューレおよび外側カニューレを備え、それらの間に高周波数電流経路を規定している。

発明の概要
最も一般的には、この発明は、脂肪液化機能または止血機能を行なうためにマイクロ波エネルギがプローブから処置領域に送出される、脂肪吸引のための外科手術装置を提供しており、この装置は、処置領域でプローブが遭遇する組織の種類に依存して、脂肪液化機能または止血機能に好適な構成を、出力マイクロ波場が自動的に採用するよう構成されている。特に、マイクロ波エネルギの周波数の好適な選択により、脂肪および血液におけるマイクロ波エネルギの皮膚深さの差異は、プローブに送出されるマイクロ波電力の量またはエネルギプロファイルを変更する必要なく、マイクロ波場がその構成を脂肪液化に好適なものと止血に好適なものとの間で自動的に切り替えることができるようにし得る。この発明はこのため、効率的な脂肪液化および止血を可能にし、それは追加の流体または薬剤の必要性をなくし、それにより患者の快適性を高め、外科手術手順を簡略化し、すなわち、プロセス全体に関わる段階の数を減らして、手順をより時間のかからないものにする。この新しいプロセスはまた、感染に関して（マイクロ波エネルギによって生成された熱は無菌環境を作り出し得る）、また過剰失血の防止に関して、患者のリスクを低減させ得る。

また、出力マイクロ波場の好適な制御により、プローブはさらなる機能を行ない得る。たとえば、プローブは、脂肪を除去した領域において組織（たとえば、コラーゲン）を引き締めるためのマイクロ波場を放出し得る。

この装置はまた、プローブがチャネルを下って処置領域へと挿入されることを容易にするマイクロ波場をプローブが放出し得る、脂肪トンネリングにも好適であり得る。この場合の出力マイクロ波場は、プローブを通りやすくするために組織を焼灼するよう、および／またはプローブを引き抜く間にチャネルを殺菌するよう作用し得る。脂肪トンネリングモードでは、チャネルの長さ全体に沿ってチャネルの直径が均一となり得るよう、プローブの端部で遭遇した組織の種類に従ってエネルギプロファイルが調節され得る。これは、プローブの遠位放射端で測定された情報に基づいた組織整合または電力制御によって達成され得る。

この発明によれば、脂肪吸引のための外科手術装置であって、制御可能な電力レベルのマイクロ波放射を出力するよう構成されたマイクロ波エネルギ源と、生体組織の処置領域に挿入するためのプローブとを備え、プローブは、出力されたマイクロ波放射を受信するよう接続され、マイクロ波放射場を外向きに放出してマイクロ波エネルギを処置領域に送出するよう構成されたアンテナと、処置領域から液化された脂肪を運び出すための導管とを含み、前記外科手術装置はさらに、導管に接続された吸引ポンプを備え、マイクロ波放射の周波数および制御可能な電力レベルは、放出されたマイクロ波放射場が、脂肪に放出された場合の第１の構成と、血液に放出された場合の第２の構成とを自動的に採用するよう選択され、第１の構成によって送出されるマイクロ波エネルギは脂肪を液化するためのものであり、第２の構成によって送出されるマイクロ波エネルギは血液を凝固させるためのものである、外科手術装置が提供される。

ここで、マイクロ波放射とは、３００ＭＨｚよりも大きい、たとえば１ＧＨｚ〜３００ＧＨｚの周波数を有する電磁放射を意味する。特定の実施例では、より狭い周波数帯が使用されてもよい。このため、マイクロ波放射とは、２．４ＧＨｚ〜２．５ＧＨｚ、５．７２５ＧＨｚ〜５．８７５ＧＨｚ、１４ＧＨｚ〜１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚ〜２４．２５ＧＨｚ、３０ＧＨｚ〜３２ＧＨｚ、４５ＧＨｚ〜４７ＧＨｚ、６０ＧＨｚ〜６５ＧＨｚ、および７４ＧＨｚ〜７８ＧＨｚという帯のうちの１つ以上の範囲の周波数を有する電磁放射を意味する場合もある。さらにより具体的には、マイクロ波放射とは、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚ、３１ＧＨｚ、４６ＧＨｚ、および６１．２５ＧＨｚという周波数のうちの１つ以上のスポット周波数を有する電磁放射を意味する場合もある。

マイクロ波エネルギ源は、マイクロ波放射の安定した供給を送出可能な任意の装置または構成要素の群であってもよい。好ましくは、源は、好適な電力増幅器（たとえば、１つ以上のＭＭＩＣ増幅器、ＧａＡｓデバイスまたはＧａＮデバイスの構成など）によって信号が増幅される安定した発振器（たとえば、電圧制御発振器、または誘電共振器発振器）を含む。発振器は、出力周波数におけるドリフトを最小限に抑えるために、位相ロックループを含んでいてもよい。源は、出力電力レベルを制御するために発振器と増幅器との間に接続された可変減衰器を含んでいてもよい。源の信号がたとえばパルス状で、または別の変調フォーマット、すなわち単パルス、ランプなどで動作するよう変調されるようにするために、発振器と増幅器との間にスイッチ、たとえばＰＩＮダイオードスイッチが接続されてもよい。可変減衰器が好適に反応する場合、それはスイッチの機能も果たし得る。

プローブは、人間または動物の身体への挿入にとって好適なサイズの細長い手持ちユニットであってもよい。たとえば、プローブは、従来のカニューレ、すなわち遠位端が開いている管状体と似ていてもよい。精密な処置のために、管状体の外径は２ｍｍ未満であってもよい。大きな体積の処置のために、管状体の外径は１０ｍｍ以上であってもよい。

アンテナは、誘電体によって外側導体から隔てられた内側導体を備える同軸供給構造と、プローブの遠位端で同軸供給構造を終わらせるエアリアルとを備えていてもよい。一実施例では、誘電体は空気であってもよく、内側導体と外側導体との空間的分離は、（たとえば、内側導体と外側導体との間にわたる薄片として構成された低損失材料から作られた）絶縁スペーサの構成を用いて達成される。エアリアルによってマイクロ波場が放射される。同軸供給構造は、プローブに送出されたマイクロ波電力をエアリアルに伝える。プローブは、従来の同軸電力線または伝送線との間でマイクロ波電力を伝達するよう適合された、同軸供給構造の近位端にあるコネクタを含んでいてもよい。コネクタはＳＭＡコネクタなどであってもよい。これにより、プローブは、可撓性のマイクロ波またはＲＦケーブルアセンブリによって源に接続可能となり、それは処置の間の操縦性を促進する。マイクロ波電力が構造に入ることを可能とするために使用される同軸供給構成は、長手方向に、すなわちプローブと同じ軸に沿って延在していてもよく、または、プローブに対して或る角度で、すなわちプローブ軸の長さからたとえば直角にオフセットされて構成されてもよい。

エアリアルはプローブの遠位端にあってもよい。それは、たとえば全方向マイクロ波放射場を放出するよう形作られた、丸みを帯びた、尖っていない部材であってもよい。また、これに代えて、それはより集中的なマイクロ波放射場を放出するよう、たとえば円錐形状にテーパがつけられていてもよい。集中的な電磁場は、小さい構造に対し、または密集した血管を含む環境で脂肪吸引を行なう場合に有用であり得る。また、以下に説明するようにコラーゲン引き締めまたは脂肪吸引にアンテナを使用する場合、集中的な電磁場はより良好な制御を提供する。エアリアルの形状は、好適な形状の場の生成を確実にするために、たとえば電磁場または温度場シミュレーションツールを用いてモデル化されてもよい。同様に、エアリアルは、そのインピーダンスが、使用時にそれがさらされる生体物質（たとえば、脂肪、血液、コラーゲン）のインピーダンスと同様となるように形作られてもよい。これは、エアリアルと組織との界面で過剰な反射信号によって浪費されるエネルギを減少させ得る。たとえば、凝固が生じるよう血液へのエネルギの効率的伝達を確実にするために、エアリアルは血液のインピーダンスと同様のインピーダンスを有していてもよい。コラーゲン引き締めに使用される実施例では、同様の理由により、エアリアルはコラーゲンと同様のインピーダンスを有していてもよい。

導管は、１つ以上の開口部からプローブに沿って延在する通路であってもよい。開口部は、プローブの遠位端、または遠位端に近いプローブの側面にあってもよい。開口部は、従来のカニューレと同様の態様で構成されてもよい。導管は、同軸供給構造と並んで延在してもよい。また、これに代えて、導管は、同軸供給構造の外側の周囲の環状通路を備えていてもよい。

一実施例では、導管はアンテナと一体化されていてもよい。たとえば、導管は、同軸供給構造の内側導体における中空管であってもよい。この構成は、小型のシステムという利点を提供する。良導体における、ここに提案されるマイクロ波エネルギの皮膚深さが、伝えられるエネルギに実質的に影響を与えることなく内側導体が中空となるのに十分小さいため、それは達成可能である。同軸供給構造が完全に無損失ではないため、さらなる利点が生じる。供給構造における損失によって生成されるあらゆる熱は、導管において運ばれる脂肪を加熱して、それをその液化状態に保ち得る。このため、導管の閉塞および従来の湿潤性溶液の使用が回避され得る。

導管は、液化された脂肪の効率的な抽出のための複数の出口通路を有していてもよい。導管がアンテナと一体化されている場合、各出口通路は、同軸供給構造の軸から外向きに延在し、そこから延在する同軸スタブとして作用してもよい。出口通路がアンテナにおいて損失を引き起こさないよう、各出口通路は、同軸供給構造の軸から４分の１波長の奇数倍離れて延在してから、内側導体と外側導体との間の短絡で終わっていてもよい。このように、同軸供給構造において最大場が確実にされ得る。複数の出口通路は、供給構造の軸に沿って互いに間隔を置いていてもよい。隣り合う出口通路間の分離は、２分の１波長の倍数であってもよい。複数の出口通路を使用する利点は、この構成が、構造に沿った脂肪の流れまたは通過を助け、もしくは、圧力の蓄積または閉塞が管内のどこかで起こることを防止し得る、ということである。

一実施例では、導管は同軸供給構造の軸に沿って延在しており、軸上に出口を含む。この実施例では、同軸供給構造は、端部供給ではなく側面供給であってもよい。すなわち、マイクロ波コネクタが、同軸供給構造に対して或る角度で、すなわち、構造の長さに対して９０°で配置されてもよい。

アンテナは、たとえば（従来の５０Ωのケーブルアセンブリからマイクロ波電力を受信するために５０Ωのインピーダンスを有し得る）遠位区分を、血液またはコラーゲンなどの生体組織のインピーダンスと整合するよう構成された、たとえば２０Ωなどのより低いインピーダンスを有する近位区分と整合させるために、一体型のインピーダンス変成器を含んでいてもよい。インピーダンス変成器は、４分の１波長の奇数倍の長さを有する同軸供給構造の区分を備えていてもよく、内側導体および外側導体の内径と外径との相対関係は、源のインピーダンス（たとえば５０Ω）を遠位区分のインピーダンスに変換するインピーダンスをその区分に提供するよう構成されている。インピーダンスがより低い遠位区分を有することにより、内側導体を通って形成された導管の直径が、所与の機器の直径に対してより大きくなり得る。これは、同軸供給構造のインピーダンスについての関係の結果である。

式中、Ｚは同軸体のインピーダンス、ε_rは内側導体と外側導体とを隔てる誘電材料の相対誘電率、ａは内側導体の外径、ｂは外側導体の内径である。ｂおよびε_rが一定のままである場合、ａの増加によってＺの減少が達成され、それは次に導管のより大きい断面積を提供し、それは構造の内部に沿った脂肪の流れを支援し得る。

吸引ポンプは、通常の脂肪吸引手順で使用される従来のポンプであってもよい。
別の実施例では、アンテナは、中空導波路構造を備えていてもよい。すなわち、中心導体はない。たとえば、上述の同軸システムにとって代わり、円筒形または矩形の導波路区分が使用されてもよい。或る臨床手順を行なうのに魅力的となり得るように構造のサイズを減少させるために、この導波路区分に、相対透磁率または誘電率が１よりも大きい磁気材料または誘電材料が装填または充填されてもよい。すなわち、円筒構造は、構造全体の外径が２ｍｍ未満となるよう装填されてもよく、このため、微細組織構造に対する外科手術、すなわち唇からの脂肪の除去を行なうのに魅力的となる。この実施例では、脂肪を抽出するために別個のチャネルが提供されてもよく、たとえば、追加の外側スリーブが導波路構造に取付けられてもよく、または、導波路構造の長さに沿って走る別個の管（または複数の管）が導波路の本体に取付けられてもよい。また、これに代えて、構造は、導波路が完全にまたは部分的に脂肪で充填されると、主な伝搬モードが設定されるよう、設計されてもよい。円筒構造が使用され、損失が最も低い伝搬モード、すなわちＴＥ₁₁モードが設定されると仮定すると、導波路構造の要求される直径は、以下のように計算されてもよい。

式中、Ｄは導波路構造の内壁の直径であり、特定のＴＥ₁₁動作モードについては、定数２．４４８５がベッセル関数から導き出されており、ｃは光の速度（約３×１０⁸ｍｓ^-1）、ｆ₀は動作周波数、μ_rは磁気装填材料の相対透磁率、ε_rは誘電装填材料の相対誘電率である。たとえば、円筒構造が４６ＧＨｚという動作周波数で設計され、相対誘電率が２５である誘電材料を用いて導波路を装填する場合、内径が１ｍｍの構造が実現され得る。また、この動作周波数では皮膚深さが１μｍ未満であるため、アプリケータの全径は約１ｍｍである。この特定の構成では、この設計を実現するために、硬質誘電体、すなわち低損失マイクロ波セラミックのロッドを使用してもよく、前記ロッドは、導波路壁を形成するために、銀の薄層でコーティングされていてもよい。このプローブ構造は、微細組織構造が関与する、すなわち、少量の脂肪の除去およびその後の皮膚引き締めが必要とされる、或る美容整形処置での使用にとって特に有益であり得る。

上述のように、この特定のアンテナ構造の改良点は、身体から除去される生体物質（たとえば脂肪）を誘電装填材料として使用することであろう。この特定の場合、構造は、導波路空洞が生体組織で充填されると、主な伝搬モードを伝搬するよう設定されるであろう。この考えのさらなる強化は、導波路を固体の誘電および／または磁気装填材料で部分的に充填し、次に、導波路空洞の残りの区分を抽出した生体組織で充填するということであろう。この特定の場合、構造が、直径（もしくは矩形断面、または使用される特定の形状に関連する限界寸法）、および導波路内で設定される主な（または他の）モードの伝搬に関して最適化されるように、固定した装填材料の相対誘電率および／または相対透磁率が選択されるであろう。

中空の導波路はカットオフし得る、すなわち組織にエネルギを伝搬しないため、空洞内に脂肪または他の装填材料が存在しない場合、装置は当初、起動周波数で動作して導波路にエネルギを伝搬させ、次に、導波路空洞が一旦脂肪（または他の生体組織）で装填されると、処置周波数に適応する。起動周波数は、処置周波数より大きくてもよい。空洞を脂肪で装填するという考えはまた、脂肪（または他の生体組織）を除去するためにアプリケータが直接使用されることを可能にし、脂肪抽出のために別個の外部チャネルを使用する必要性を克服する。

この発明の特定の一利点は、マイクロ波放射の周波数および制御可能な電力レベルが、第１および第２の構成において同じであってもよい、ということである。つまり、脂肪の通常の加温と損傷した血管の特別な熱封止との間で装置を調節する必要がない。この利点は、第１および第２の構成がそれぞれ、脂肪および血液の温度上昇を引き起こし、第２の構成によって引き起こされた血液の温度上昇は、第１の構成によって引き起こされた脂肪の温度上昇よりも大きくなるように、（脂肪および血液におけるマイクロ波放射の皮膚深さに関する）マイクロ波エネルギの周波数、および送出される電力レベルを選択することによって可能となる。たとえば、第１の構成によって引き起こされた脂肪の温度上昇は３℃未満であってもよく、第２の構成によって引き起こされた血液の温度上昇は１０℃以上、たとえば２０℃以上であってもよい。

ここで検討される周波数での脂肪および血液における皮膚深さの差異は、マイクロ波エネルギが、第２の構成において、第１の構成において送出されるマイクロ波エネルギよりも小さい体積で送出されてもよい、ということを意味する。このため、第１および第２の構成において同じ電力が送出される場合、加熱効果は第２の構成でより高くなる。なぜなら、エネルギがより小さい体積に集中するためである。

実際、送出された電力は、脂肪、血液、および対象となる他の生体組織についてのインピーダンス値が異なるため、異なる量で反射され得る。これは、アンテナと接触組織とのインピーダンス不整合に対応する。そのような反射は、マイクロ波エネルギ源の出力電力レベルを選択する際に考慮されてもよい。また、これに代えて、装置は、プローブに送出された電力を監視し、調節してもよい。たとえば、装置は、処置領域から反射されたマイクロ波電力を検出するための検出器と、検出された反射されたマイクロ波電力の変化に基づいて、制御可能な電力レベルのマイクロ波放射を調節するためのコントローラとを含んでいてもよい。

反射された電力の変化、たとえば、プローブと生体組織との間の界面から戻ってきたマイクロ波信号の大きさの変化は、プローブの遠位端に存在する物質の種類の変化を示す場合がある。コントローラは、たとえば脂肪から血液への或る予想される変化を認識し、その認識に基づいて、制御可能な電力レベルを自動的に調節するよう構成されてもよい。

検出器はまた、プローブに送出される順方向電力を検出するよう構成されてもよい。コントローラはこのため、生体組織に送出されている電力の量を判断できるようになっていてもよい。コントローラは、予め定められたエネルギ送出プロファイルに従ってマイクロ波電力を送出するために、検出された順方向電力および反射されたマイクロ波電力に基づいて、制御可能な電力レベルのマイクロ波放射を調節するよう構成されてもよい。コントローラは、検出された反射されたマイクロ波電力の変化に基づいて、複数の予め定められたプロファイルから、予め定められたエネルギ送出プロファイルを選択するよう構成されてもよい。

予め定められたエネルギ送出プロファイルは各々、組織の種類と関連づけられてもよい。たとえば、血液についてのエネルギ送出プロファイルは、損傷した血管を封止する温度の上昇を引き起こすのに十分な電力の送出を確実にするよう構成されてもよい。

コントローラは、プローブの遠位端での生体組織のインピーダンスの大きさ（および／または位相）を測定し、その測定されたインピーダンスに従って、予め定められたエネルギ送出プロファイルを選択するよう構成されてもよい。

正確な検出を確実にするために、装置は、反射電力を順方向電力から絶縁するよう構成されてもよい。たとえば、装置は、源、プローブ、および検出器間に接続されたサーキュレータを含んでいてもよく、源からのマイクロ波エネルギ用の順方向経路はサーキュレータの第１のポートから第２のポートへと通っており、プローブからのマイクロ波エネルギ用の反射経路はサーキュレータの第２のポートから第３のポートへと通っており、検出器は、サーキュレータの第３のポートから出力された電力を結合するよう接続された第１の方向性結合器を含む。

順方向電力を検出するために、検出器は、サーキュレータの第１のポートに入力された電力を結合するよう接続された第２の方向性結合器を含んでいてもよい。

順方向経路と反射経路との間の絶縁を改良するために、第２の方向性結合器とサーキュレータとの間に１つ以上の追加のサーキュレータが接続されてもよい。

この発明は、順方向信号と反射信号との間の必要な絶縁を提供するための１つ以上のサーキュレータの使用に限定されていない。すなわち、高い値の指向性を有する方向性結合器、たとえば導波路結合器が使用されてもよい。

マイクロ波エネルギ源は、調節可能な出力周波数を有していてもよい。たとえば、源には２つ以上の発振器があってもよく、各発振器は増幅器に選択的に接続可能である。また、これに代えて、源は、可変周波数発生器を含んでいてもよい。周波数は、たとえば処置される組織または処置領域のサイズに依存して、使用前に選択されてもよい。コントローラは、たとえば反射されたマイクロ波電力の変化に基づいて、使用時に周波数を調節するよう構成されてもよい。

この発明のある展開では、制御可能な電力レベルのマイクロ波放射は、放出されたマイクロ波放射場が、コラーゲンに放出された場合に第３の構成を採用するよう調節可能であってもよく、第３の構成はコラーゲンを引き締めるためのものである。装置はこのため、脂肪除去の後で、皮膚引き締めが起こり得るようコラーゲンを収縮および変性させるために、靭帯、腱、または筋肉に適用されてもよい。

さらなる展開では、装置は、プローブが皮膚の小さい切開を通して経皮的に挿入されるトンネリングプロセスを支援してもよい。この展開では、マイクロ波エネルギ源は挿入中に起動されてもよく、それにより、マイクロ波放射場が、アンテナによって、皮膚の表面と脂肪を除去すべき身体の領域との間に存在する組織構造（または解剖学的層）へと放出される。放出された場は、挿入を容易にし、処置領域に向かう軌跡を封止し得る。これは患者の不快感および回復時間を減少させ、たとえば失血を防止し得る。

装置は、トンネリング中、プローブにおけるアンテナのインピーダンスを、プローブの遠位端の生体組織と整合させるよう構成されたインピーダンス整合機構を含んでいてもよい。インピーダンス整合機構はまた、脂肪吸引および／または皮膚引き締め中に動作してもよい。アンテナに提示されたインピーダンスの変化に基づくインピーダンス調節および／またはエネルギプロファイル調節は、トンネリング手順の最中に一定の直径を有する焼灼の軌跡が作り出されることを確実にするために使用されてもよい。

この発明はまた、脂肪吸引を行なう方法であって、生体組織の処置領域にプローブを挿入するステップを備え、プローブは、マイクロ波エネルギ源によって出力されたマイクロ波放射を受信するよう接続可能なアンテナと、処置領域から液化された脂肪を運び出すための導管とを含み、前記方法はさらに、マイクロ波エネルギ源を起動するステップを備え、それによりアンテナは、マイクロ波放射場を外向きに放出してマイクロ波エネルギを処置領域に送出し、前記方法はさらに、導管に接続された吸引ポンプを起動するステップと、放出されたマイクロ波放射場が、脂肪に放出された場合の第１の構成と、血液に放出された場合の第２の構成とを自動的に採用するよう、マイクロ波放射の周波数およびマイクロ波エネルギ源の出力電力レベルを選択するステップとを備え、第１の構成によって送出されるマイクロ波エネルギは脂肪を液化するためのものであり、第２の構成によって送出されるマイクロ波エネルギは血液を凝固させるためのものである、方法として表わされてもよい。

この方法は、脂肪吸引の完了後、放出されたマイクロ波放射場が、コラーゲンに放出された場合に第３の構成を採用するよう、マイクロ波放射の出力電力レベルを調節するステップを含んでいてもよく、第３の構成は、皮膚の層（皮膚のたるみ）または皺の形成を防止するよう、コラーゲンを引き締めるためのものである。第１、第２、および第３の構成はそれぞれ、脂肪、血液、およびコラーゲンの局所的な温度上昇を引き起こすよう構成されてもよく、第３の構成によって引き起こされたコラーゲンの温度上昇は、第２の構成によって引き起こされた血液の温度上昇よりも大きく、第２の構成によって引き起こされた血液の温度上昇は、第１の構成によって引き起こされた脂肪の温度上昇よりも大きい。たとえば、第３の構成は、コラーゲンの温度を７０℃以上に上昇させてもよい。第２の構成は、血液の温度を４５℃以上に上昇させてもよい。第１の構成は、脂肪の温度を４０℃に上昇させてもよい。

この方法は、処置領域へのプローブのトンネリングを容易にするために、生体組織へのプローブの挿入中にマイクロ波エネルギ源を起動するステップを含んでいてもよい。この方法は、生体組織へのプローブの挿入中、プローブにおけるアンテナのインピーダンスを、プローブの遠位端の生体組織とインピーダンス整合させるステップを含んでいてもよい。

プローブによって生成された集中的な制御された熱は、機器と接触する組織の感染を防止するよう、殺菌環境を提供するために、または装置を自己殺菌するためにも使用されてもよい。これは、手順の最中に機器が感染するおそれがあり、この感染が患者の組織に移る、従来の脂肪吸引の方法に対し、利点となり得る。

この発明の例を、添付図面を参照して以下に説明する。

ここで検討されるマイクロ波エネルギの周波数について、血液および脂肪における加熱物質の相対体積を（縮尺どおりではなく）概略的に示す図である。 この発明の一実施例である外科手術装置を示すブロック図である。 図２に示す装置で使用するのに好適なプローブを通る概略的な側断面図である。 図２に示す装置で使用するのに好適なプローブを通る概略的な側断面図である。 図２に示す装置で使用するのに好適なプローブを通る概略的な側断面図である。 この発明の別の実施例である、複数の出口通路を有するプローブを通る概略的な側断面図である。 この発明の別の実施例である、側面にマイクロ波電力供給口を有するプローブを通る概略的な側断面図である。 この発明の別の実施例である、一体型のインピーダンス変成器を有するプローブを通る概略的な側断面図である。 この発明の一実施例である方法の最中の、時間に対する反射電力、エネルギプロファイル、および組織温度の変化を示す図である。

詳細な説明、さらなる選択肢、および優先性
導体材料が電磁場にさらされると、それは、移動する電荷によって生じる電流密度にさらされる。固体では、電流は、正イオンの網において移動する電子の衝突によって制限される。金、銀および銅などの良導体は、自由電荷の密度が取るに足りないものであり、伝導電流は伝導率を通して電場に比例し、変位電流は伝導電流に対して取るに足りない。そのような導体の内部での電磁場の伝搬は、拡散方程式に、この場合マクスウェル方程式に左右される。伝導電流が変位電流に対して大きい良導体について主に有効である拡散方程式を解くと、材料内部で場の振幅が指数関数的に減衰することがわかる。ここで、減衰パラメータ（皮膚深さ）δは、以下のとおりである。

式中、σは材料の伝導率、μは材料の透磁率、ωはラジアン周波数（すなわち２πｆ、ここでｆは周波数）である。

これから、マイクロ波エネルギの周波数が増加すると、皮膚深さが減少することがわかる。なぜなら、それはこの周波数の平方根に反比例するためである。それは伝導率が増加する場合も減少する。すなわち、良導体では、皮膚深さは、伝導率がより低い別の材料よりも小さくなっている。

生体物質は良導体ではない。それらは電流を伝導するが、損失が著しくなり得るため、それらは無損失材料とは考えられない。たいていの生体物質については、変位電流は幅広い周波数範囲にわたって伝導電流と同程度であり、δを示すために、より一般的な式を使用する必要がある。

皮膚深さを知ることにより、導体および生体物質において特定のエネルギ分布を生み出す周波数の選択が可能になる。たとえば、３δの深さでは、場の振幅は界面でのその振幅のほんの５％であり、対応する電力はほんの０．２５％である。５δの深さでは、場の振幅は１％に減少し、対応する電力は１×１０^-4％に減少し、すなわち４０ｄＢの絶縁である。

この発明は、エネルギが生体組織で伝搬する際のマイクロ波場（すなわち、１ＧＨｚ〜３００ＧＨｚの範囲の周波数を有する電磁場）の貫通の深さが、脂肪を穏やかに加熱しつつ、血液を瞬間的に凝固させ、コラーゲンを急速に引き締めることができるような組織の誘電特性によって、すなわち、たとえば５０ｍｓと比較的短く、たとえば８０Ｗの高振幅のパルスを使用することによって修正される、という事実に基づいている。

血液への放射による、マイクロ波場、すなわち、１ＧＨｚ〜３００ＧＨｚの範囲の周波数を有する電磁放射場の貫通の深さは、脂肪への同じ場の貫通の深さよりもはるかに小さい。貫通の深さとは、場が１／ｅ倍低下した、またはその初期値の３７％に減少した、物質への深さを意味する。たとえば、１４．５ＧＨｚでは、血液への貫通の深さ（１．６ｍｍ）は、脂肪への貫通の深さ（１２．２ｍｍ）の約１／１０である。５．８ＧＨｚでは、差異は６．７５倍、すなわち、血液へは６ｍｍ、脂肪へは４０．５ｍｍである。電力が放散される体積に対するこれの効果を図１に示す。血液では、電力は脂肪よりも小さい体積で放散される。その結果、送出される同じ量のマイクロ波エネルギに対し、血液の温度変化は、それに応じてより高い。

これは、マイクロ波エネルギは球状のエネルギ分布を作り出すことが仮定され得るという結果から得られる。すなわち、加熱された組織の体積Ｖは、以下のように仮定され得る。

式中、δは、球の半径と等しい貫通の深さである。
脂肪への貫通の深さは、１４．５ＧＨｚでは１２．２ｍｍ、５．８ＧＨｚでは４０．５ｍｍである。これらの貫通の深さに対応する半径を有する球の体積はそれぞれ、７，６０６ｍｍ³および２７８，２６２ｍｍ³である。これらの体積は、標準の吸引ポンプを用いた急速な除去を可能にする制御された態様で脂肪細胞が分解される処置領域内に含まれるくらい小さい。

一方、血液への貫通の深さは、１４．５ＧＨｚでは１．６ｍｍ、５．８ＧＨｚでは６ｍｍである。これらの貫通の深さに対応する半径を有する球の体積はそれぞれ、１７ｍｍ³および９０５ｍｍ³である。これらの体積は、同じ電力レベルを用いて、瞬間的な凝固が起こるように血液の温度を上げることができるくらい小さい。

このため、マイクロ波エネルギを一定の電力レベルおよび周波数で送出するよう構成されたシステムは、脂肪吸引手順の最中に過剰失血を防止するための自己調整止血鉗子として作用してもよい。これは、同じエネルギが、対応する体積の脂肪に比べ、１４．５ＧＨｚでは４４７分の１、５．８ＧＨｚでは３０７分の１の体積の血液によって吸収されるという事実による。

１４．５ＧＨｚのエネルギに基づいたシステムは、微細組織構造、たとえば首、目（瞼）または顎などから脂肪を除去するために使用されてもよく、５．８ＧＨｚのエネルギ源に基づいたシステムは、より大きな組織構造から脂肪を除去するために使用されてもよい。

脂肪の壁を効果的に破壊するには、体温を上回る必要な温度上昇はほんの２または３℃であってもよく、一方、血液を瞬間的に凝固できるようにするには、体温を上回る温度上昇は２０℃〜３０℃であってもよい。この種の温度変化を可能にし得る貫通の深さは、この発明において特に興味深いことである。

表１は、この発明の実現にとって有用と考えられる複数のスポット周波数についての、血液および脂肪への貫通の深さ、および瞬間的に影響を受ける組織の体積の詳細を提供する。各々の場合、放射によって影響を受ける組織の形状は球であり、また、貫通の深さで場がその最大値または初期値の３７％に減少している、ということが仮定されている。

この自動的血液凝固または瞬間的止血特徴は、美容整形外科医および患者にとって有利となり得る。なぜなら、それは、出血を防止するために、脂肪吸引手順を行なう前または後に患者に薬物を注射または提供する必要性をなくし得るためである。また、標準的な手順は、脂肪の破壊を助けるために水または生理食塩水の導入をしばしば必要とするが、それは、手順を面倒で不快な、時間のかかるものにする場合がある。上述の脂肪への制御された穏やかなエネルギ送出は、別の流体の必要性をなくし得る。

図２は、上述の考えを実現するのに好適な外科手術装置１００のブロック図を示す。装置１００は、プローブ１０４にマイクロ波エネルギを送出するよう接続されたマイクロ波エネルギ電力源１０２を有する第１の（処置）チャネルを備える。プローブ１０４は、吸引ポンプ１０６によって提供される吸引を用いて処置部位から液化された脂肪を除去するための導管（図示せず）を含む。

源１０２は、安定した周波数、たとえば１４．５ＧＨｚで信号を出力するよう構成された発振器１０８、たとえば電圧制御発振器または誘電共振発振器を備える。発振器１０８は、その周波数を安定して保つために、位相ロックループ構成（図示せず）の安定した水晶基準に接続されていてもよい。発振器の出力はパワースプリッタ１１０（たとえば、３ｄＢのスプリッタ）の入力ポートに接続され、それは処理チャネルと測定チャネル（後述）との間で出力信号を分離する。脂肪吸引手順の最中、測定チャネルは必要ではないかもしれないため、スプリッタ１１０はオプションであってもよい。処置チャネルにおけるスプリッタ１１０からの出力は可変減衰器１１２によって受信され、その機能は、処置チャネルの全体的出力電力レベルを調節可能に制御するために、コントローラ１１４からの制御信号Ｃ₁の制御の下で信号の振幅を変化させることである。可変減衰器１１２からの出力はスイッチ１１６（たとえば、ＰＩＮダイオードスイッチ）によって受信され、その機能は、パルス動作（または別の変調フォーマット、すなわち、一旦最大値に達すると急激にゼロに低下する三角波形またはランプ）を可能にするために、コントローラ１１４からの制御信号Ｃ₂の制御の下で信号を変調することである。スイッチ１１６からの出力は電力増幅器１１８（たとえば、ＭＭＩＣ増幅器のアレイ）によって受信され、その機能は、信号の電力レベルを処置に好適なレベルに増幅することである。電力増幅器１１８の特定の一実施例はトライクイント（Triquint）ＴＧＡ４５２１−ＥＰＵ ＭＭＩＣであり、その出力は、より高電力のトライクイントＴＧＡ４０４６−ＥＰＵ ＭＭＩＣの入力に縦続接続されている。ＴＧＡ４５２１−ＥＰＵデバイスは、４７ＧＨｚまでの周波数の適切な駆動信号を用いて飽和状態へと駆動されると、１５ｄＢの利得と２３ｄＢｍ（２００ｍＷ）の電力レベルとを生成可能であり、ＴＧＡ４０４６−ＥＰＵデバイスは、４６ＧＨｚまでの周波数の適切な駆動信号を用いて飽和状態へと駆動されると、１６ｄＢの利得と３３ｄＢｍ（２Ｗ）の電力レベルとを生成可能である。この実施例では、システムは、縦続構成で接続された第２のＭＭＩＣの出力に２Ｗの電力を生成できるよう、４６ＧＨｚの周波数と２ｄＢｍの出力電力とを出力する源発振器１０８を用いて駆動されてもよい。源発振器１０８は、キャッスル・マイクロウェーブ社（Castle Microwave Ltd.）から入手可能な、部品番号ＯＦＤ−ＫＦ４６０１０５−０１というデバイスであってもよく、それは、５ｄＢｍまでの出力電力レベルを生成可能であり、機械的同調範囲が±２５ＭＨｚ、周波数安定性が±４ｐｐｍ／℃、および１００ｋＨｚオフセットでの位相ノイズが−９５ｄＢｃ／Ｈｚである、誘電共振器発振器である。

上述のように、可変減衰器１１２を用いて増幅器１１８に入力された電力の制御は、出力電力レベルの制御を可能にする。

出力電力レベルは、源１０２とプローブ１０４との間の処置チャネルにおいて接続された検出器１２０からの情報に基づいて動的に制御されてもよい。この実施例では、検出器１２０は、源１０２からプローブ１０４への順方向信号と、プローブ１０４から戻ってきた反射信号との双方を検出するよう構成されている。他の実施例では、検出器は反射信号のみ検出してもよい。さらに別の実施例では、検出器は全く省略されていてもよい。

検出器１２０は、増幅器１１８の出力からの電力を結合するよう接続された順方向方向性結合器１２２を備える。結合器１２２の結合ポートはスイッチ１２４に接続され、その機能は、ヘテロダイン検出器１２６による測定のために運ばれるよう、順方向の結合電力または反射された結合電力のいずれかを、コントローラ１１４からの制御信号Ｃ₃の制御の下で選択することである。処置チャネルにおける順方向方向性結合器１２２の出力は、第１のサーキュレータ１２８の第１のポートによって受信され、その機能は、プローブ１０４から戻ってきた反射信号を源１０２から絶縁することである。処置チャネルにおける順方向信号は、第１のサーキュレータ１２８の第１のポートからその第２のポートへと進み、そこでそれらは出力される。第１のサーキュレータ１２８の第２のポートで受信された反射信号は第３のポートへと進み、パワーダンプ負荷１３０へと出力される。第１のサーキュレータ１２８の第２のポートからの出力は、第２のサーキュレータ１３２の第１のポートによって受信され、その機能は、反射信号を順方向信号から絶縁しつつ、反射信号を反射方向性結合器に向けて運ぶことである。処置チャネルにおける順方向信号は、第２のサーキュレータ１３２の第１のポートからその第２のポートへと進み、そこでそれらは出力される。プローブ１０４からの反射信号が第２のサーキュレータ１３２の第２のポートで受信され、そこからそれらは第３のポートへと進んで出力される。第２のサーキュレータ１３２の第３のポートの出力は反射方向性結合器１３４によって受信され、その機能は、反射信号からの電力を結合することである。結合器１３４を通過後、反射信号はパワーダンプ負荷１３６において吸収される。反射電力結合器１３４の結合ポートは、選択されるとヘテロダイン検出器１２６に運ばれるよう、スイッチ１２４に接続されている。この構成では２つのサーキュレータを用いることが有利であるが、この発明は２つの使用に限定されておらず、すなわち、１つ、３つ、またはそれ以上を使用してもよい。

処置チャネルにおける検出器１２０からの出力はインピーダンス同調機構１３８によって受信され、その機能は、プローブ１０４が組織内にある際に、処置チャネルにおける構成要素のインピーダンスをプローブ１０４のインピーダンスと整合させて、組織への効率的な電力伝達を容易にすることである。インピーダンス同調機構１３８はオプションであってもよい。この実施例では、インピーダンス同調機構１３８は、コントローラ１１４からの制御信号Ｃ₄の制御の下で３つのスタブが挿入可能な空洞を備える。インピーダンス同調機構１３８は、ＷＯ２００５／１１５２３５に記載されたようなものであってもよい。インピーダンス同調機構は、後述のようなプローブの挿入（トンネリング）中のみ動作されてもよい。インピーダンス調節機構はこの構成に限定されなくてもよく、すなわち、それは、電力発生器の出力とアンテナとの間のマイクロストリップまたは他の伝送線に接続された単一または複数の電力バラクタまたは電力ＰＩＮダイオード、もしくは、発生器の出力とアンテナとの間の一定インピーダンスマイクロストリップまたは他の伝送線に沿って動かされることも可能な可変同調スタブとして構成された可変（または調節可能な）長さのマイクロストリップ（またはストリップライン）を備え得る。すべての同調位置は、可変スタブの長さの変化によって獲得されてもよく、マイクロストリップまたは同軸線に沿ったその動きは、対象の周波数での負荷波長の半分までに限定されていてもよい。

インピーダンス同調機構１３８からの出力はスイッチ１４０によって受信され、その機能は、プローブ１０４への入力のために、処置チャネル信号または測定チャネル信号のいずれかを、コントローラ１１４からの制御信号Ｃ₅の制御の下で選択することである。このスイッチは、導波路スイッチ、電力バラクタ／ＰＩＮダイオードスイッチ、同軸スイッチなどであってもよい。

スイッチ１４０からの出力信号は、プローブ１０４上のコネクタ１４４で終わっている可撓性の伝送ケーブル（たとえば、同軸ケーブル）によってプローブ１０４に運ばれる。コネクタ１４４は、プローブ１０４の遠位端からマイクロ波放射場を放出するよう構成されたエアリアル１４６を含むアンテナ（図示せず）に信号を伝達する。マイクロ波放射の周波数およびプローブに送信される信号の電力レベルは、処置領域における好適な体積にわたって細胞壁を破壊するのに十分な温度の上昇を引き起こし、それにより脂肪を液化する、脂肪（脂肪組織）における構成を、マイクロ波放射場が採用するように選択される。

プローブ１０４の導管（図示せず）は、プローブ１０４の遠位端に１つ以上の開口部を含む。導管の近位端は、輸送パイプ１４８を介して、貯蔵容器１５０に接続されている。吸引ポンプ１０６が輸送パイプを介して導管に吸引力を加え、それにより、プローブ１０４の遠位端の液化された脂肪が貯蔵容器１５０内へと吸引される。吸引ポンプ１０６はコントローラ１１４によって制御される。

ユーザは、ユーザインターフェイス１５２を介してコントローラ１１４とやり取りすることができ、それは、タッチスクリーンディスプレイ、膜型キーパッド、ＬＣＤ／ＬＥＤディスプレイなどであってもよい。

ヘテロダイン検出器１２６は、固定周波数源１５６からの基準信号と、スイッチ１５８を介した検出器１２０または測定チャネル（後述）における検出器からの測定信号とを受信するよう構成されたミキサー１５４を備える。ミキシング後、出力信号はフィルタ１６０を通されて、より低い周波数差信号のみが、従来の態様のデジタル信号プロセッサ１６２を用いた、大きさのおよびオプションで位相の測定に利用できるようになる。大きさおよび位相の情報を抽出できるようにするためにハードウェア解決策も使用されてもよく、すなわち、直交Ｉ−Ｑミキサーが使用されてもよい。測定結果はコントローラ１１４に送信され、そこでそれは、デバイスの制御に関連する次の動作で使用される。

使用時、検出器１２０によって生成された信号から得られた測定値は、組織、たとえば脂肪、血液、コラーゲンなどに送出されている電力の量を示している。送出電力の変化は、プローブ１０４の遠位端での組織の種類の変化を示す場合がある。コントローラ１１４は、測定値に基づいてエネルギ送出プロファイルを選択してもよい。異なる種類のエネルギプロファイルを、図４を参照して以下に説明する。

本質的には、処置領域で起こる加熱の体積および量を決定するのは、マイクロ波周波数と出力電力レベルとの組合せである。ここで説明するマイクロ波周波数では、血液への貫通の深さは脂肪への貫通の深さよりはるかに小さく、そのため、所与の出力電力レベルについては、血液における加熱の量（または血液の温度上昇）は自動的により大きくなる。これは、処置中に遭遇する損傷した血管の迅速な封止を容易にする。

血液によって反射されるエネルギの量は、脂肪によって反射されるエネルギの量とは異なる場合がある。検出器はこの変化を検出してもよく、コントローラは、所与の変化が血液の出現に対応していることを認識するよう構成されてもよい。マイクロ波場構成は血液のために自動的に変化するものの、反射エネルギの量の変化は、血液に伝達されたエネルギの量に影響を与える場合がある。１ＧＨｚ〜３００ＧＨｚの範囲の周波数で脂肪および血液に放出された電磁放射の反射係数は、著しく異なる。たとえば、エネルギ送出アンテナが５０Ωの特性インピーダンスを有し、動作周波数が１４．５ＧＨｚであると仮定すると、脂肪の反射係数は０．５６であり、一方、血液の反射係数は０．０５である。装置は、これを勘案するよう調節可能であってもよい。たとえば、コントローラは、検出器からの信号を用いて送出エネルギの量を監視し、必要であれば出力電力レベルを調節してもよい。また、プローブの端部と接触組織とのインピーダンス不整合による反射係数の変化に関わらず、手順の最中、反射係数ができるだけゼロに近いままであることを確実にするために、動的インピーダンス整合を実行してもよい。

発振器１０８の周波数は、たとえば処置領域のサイズに依存して調節可能であってもよい。より高い周波数では、脂肪および血液双方についての場構成の貫通の深さはより小さいが、相対的差異は変化しないままであるようである。

装置は、一体化された脂肪吸引および皮膚引き締め手順を行なう方法において使用されてもよい。この手順では、プローブが皮下脂肪に挿入され、エネルギが脂肪に送出されてそれを穏やかに加熱し、それを液化する。液化された脂肪は、吸引ポンプおよび貯蔵容器を用いて、プローブ内に含まれる導管に沿って身体から除去される。手順の最中に血管の破裂によって生じた血流は、血液が瞬間的に凝固され得るよう、すなわち自動的止血特徴を提供するよう、高いマイクロ波周波数が血液へのエネルギの貫通の深さを皮下脂肪に比べて小さくする、たとえば１２ｍｍに比べて１ｍｍにする、という事実により、瞬間的に止められる。脂肪が排出されると、プローブは、コラーゲンを含む皮膚の領域に移されてもよく、エネルギプロファイルは、皮膚引き締めが行なわれ得るようにするために、温度が８０℃まで急速に上昇するよう修正される。検出システムは、プローブの遠位端とコラーゲンとの間の反射係数の変化を通したコラーゲン変性の確実で正確な監視を可能にし得る。

装置のある特定の用途は、微細組織構造に対して一体化した脂肪吸引および皮膚引き締め手順を行なう方法にあってもよい。この用途では、プローブが微細組織構造に挿入される。次に、脂肪を液化するために微細組織構造内の脂肪細胞を穏やかに加熱するのにエネルギプロファイルが好適である第１の動作モードを用いて、エネルギが微細組織構造に送出される。好適なエネルギプロファイルは、エネルギが連続波伝送によって１０Ｗ以下の電力でプローブに送出されるものであってもよい。また、これに代えて、エネルギは、短いデューティサイクルのパルス伝送、すなわち、デューティサイクルが１０％以下のパルス伝送によって送出されてもよい。これら２つのエネルギ伝送方法の組合せが利用されてもよい。脂肪が一旦液化されると、吸引ポンプおよび貯蔵容器を用いて、プローブ内に含まれる導管に沿って、少量の脂肪が微細組織構造から除去される。脂肪が排出されると、コラーゲン引き締めが行なわれ得るようにするために８０℃までの温度にコラーゲンを加熱するのにエネルギプロファイルが好適である第２の動作モードを用いて、エネルギが微細組織構造に送出される。好適なエネルギプロファイルは、エネルギが連続波伝送によって１０Ｗ以上の電力でプローブに送出されるものであってもよい。また、これに代えて、エネルギは、より長いデューティサイクルのパルス伝送、すなわち、デューティサイクルが１０％以上のパルス伝送によって送出されてもよい。これら２つのエネルギ伝送方法の組合せが利用されてもよい。第１および／または第２の動作モードにおけるエネルギプロファイルは、ランプ、１つ以上の段といった特徴、またはこれらの特徴の組合せを含んでいてもよい。第１および／または第２の動作モードにおけるエネルギプロファイルの形状は、連続波または矩形波のパルス信号に限定されない。その代わり、ガウス形状プロファイルまたは丸みのあるプロファイルといった、他の形状のエネルギプロファイルを使用してもよい。

装置はまた、トンネリングプロセス、すなわち、プローブを処置領域へと挿入するプロセスを支援するために使用されてもよい。プローブは、アンテナが痛みを引き起こすことなく挿入されるためのチャネルを形成するために、プローブが皮膚の表面と脂肪との間の解剖学的層を通って挿入される際にマイクロ波エネルギを放射するよう構成されてもよく、失血を防止し、また、通常の方法を用いて手順を実行した場合に患者が体験する不快感のレベルを減少させる。トンネリングプロセスでは、均一なチャネルが生成されるような態様で組織構造を加熱するために、貫通の深さが限定された集中的な熱を生成することが、プローブにとって望ましい。処置領域への経路上には多くの異なる組織構造があり得るため、装置の感度および電力レベルの動的調整が必要な場合がある。これを容易にするために、発振器１０８とプローブ１０４との間に測定チャネルが設けられてもよい。測定チャネルの目的は、プローブにおいて、そこに存在する組織の特性が測定できるようにする低い電力信号を出力することである。処置チャネルを通る信号の電力レベルは、測定チャネルを用いて行なわれた測定に基づいて選択されてもよい。この構成は、均一のチャネルが組織に生成されることを可能にする。

測定チャネルにおけるスプリッタ１１０からの出力は、測定チャネルからの電力を結合するよう接続された順方向方向性結合器１６４によって受信される。結合器１６４の結合ポートはスイッチ１６６に接続され、その機能は、ヘテロダイン検出器１２６による測定のために運ばれるよう、順方向の結合電力または反射された結合電力のいずれかを、コントローラ１１４の制御の下で選択することである。測定チャネルにおける順方向方向性結合器１６４の出力は、サーキュレータ１６８の第１のポートによって受信され、その機能は、プローブ１０４から戻ってきた反射信号を源１０２から絶縁することである。測定チャネルにおける順方向信号は、サーキュレータ１６８の第１のポートからその第２のポートへと進み、そこでそれらは出力される。サーキュレータ１６８の第２のポートで受信された反射信号は第３のポートへと進み、パワーダンプ負荷１７０へと出力される。サーキュレータ１６８の第２のポートからの出力は方向性結合器１７２によって受信され、それは順方向電力方向性結合器として構成され、搬送波相殺回路の一部を形成する。方向性結合器１７２からの出力は、サーキュレータ１７４の第１のポートに供給される。サーキュレータ１７４の第２のポートは、スイッチ１４０を介してプローブ１０４に接続されている。サーキュレータ１７４の第３のポートは、方向性結合器１７６の入力に接続されており、それは順方向電力方向性結合器として構成され、搬送波相殺回路の一部を形成する。サーキュレータ１７４の機能は、反射信号を順方向信号から絶縁しつつ、反射信号をヘテロダイン検出器１２６に向けて運ぶことである。測定チャネルにおける順方向信号は、第２のサーキュレータ１７４の第１のポートからその第２のポートへと進み、そこでそれらは出力される。プローブ１０４からの反射信号がサーキュレータ１７４の第２のポートで受信され、そこからそれらは第３のポートへと進んで出力される。サーキュレータ１７４の第３のポートの出力は方向性結合器１７６によって受信され、それは搬送波相殺回路の一部である。結合器１７６を通過後、スイッチ１６６に接続された反射信号は、選択されるとヘテロダイン検出器１２６に運ばれる。

搬送波相殺回路は、サーキュレータ１６８、１７４によって提供されるものに加えた絶縁を提供する。搬送波相殺回路は、順方向方向性結合器１７２と、位相調節器１７８と、調節可能減衰器１８０と、第２の順方向方向性結合器１７６とを備える。搬送波相殺回路は、結合器１７２の結合ポートから順方向信号の一部を取り込み、それが、サーキュレータ１７４の第３のポートにたどり着いた不要の信号と位相が１８０°ずれ、同じ振幅となるように位相および電力レベルを調節することによって機能し、不要の信号成分が相殺されることを可能にする。搬送波相殺信号が、第２の順方向結合器１７６を用いて、サーキュレータ１７４の第３のポートの出力に注入される。

測定チャネルはヘテロダイン検出器１２６に直接（すなわち、結合器を介さずに）反射信号を提供するため、測定チャネルにおいて送出される電力は、処置チャネルにおけるものよりはるかに少なくなり得る。

スイッチ１４０、１５８は、処置チャネルまたは測定チャネルのいずれかを選択するために、ともに切り替わるよう構成されている。装置は、トンネリング中、プローブの遠位端での組織を監視するために、周期的に測定チャネルに切り替わってもよい。この測定情報は、対象の生体組織に送出されるエネルギプロファイル（特定期間の時間にわたる出力レベル）の適切な調節を可能とするために使用されてもよい。それはまた、プローブの端部のインピーダンスを接触組織と整合させるために、すなわち、反射係数ができるだけゼロに近くなることを確実にするために使用される電力整合網の調節の基盤として使用されてもよい。

処置チャネルにおける方向性結合器１２２、１３４の構成は、この実施例のさらなる利点を提供する。従来、順方向結合器および逆方向結合器は、同じ経路に、たとえば増幅器の出力とプローブへの入力との間に挿入される。これは、測定信号の感度（またはシステムの動的範囲）を制限する場合がある。なぜなら、不要の信号が望ましい（測定）信号と同様の大きさとなり得るためである。これは、アンテナと負荷インピーダンスとの不整合が小さいために反射信号が小さい場合に、特に関係する。この発明では、たとえばシステムインピーダンスが５０Ω、負荷インピーダンスが４６Ωである（すなわち、入射電力の４．１７％が反射される）この状況において測定を行なうことが重要であり得る。この場合の問題は、望ましい測定信号から反対方向に進む、切り離されたポートからの不要の信号が、望ましい信号と同様の大きさを有する場合があり、このためノイズ信号から測定信号を判別することができない、ということである。従来のシステムでは、順方向信号と逆方向信号との絶縁は、方向性結合器の結合係数（サンプリングされた入射電力）、および指向性（結合器がどのくらい良好に順方向進行波と逆方向進行波とを識別するか）のみに依存しており、順方向信号と逆方向信号との総絶縁（ｄＢ）は、結合係数（ｄＢ）と指向性（ｄＢ）との合計に等しい。

この発明では、エネルギ送出プロファイルの制御に反射信号を使用する場合、この問題が悪化する場合がある。なぜなら、測定結合器と負荷との間の経路損失、すなわち、ケーブルおよびアンテナ／プローブ軸の挿入損失などにより、反射信号よりも順方向信号が常に多い、という事実によって、反射信号が破損されるためである。

この発明は、順方向方向性結合器および逆方向方向性結合器を、電力増幅器（または測定チャネルの発振器）の出力とサーキュレータの第１のポートへの入力との間、およびサーキュレータの第３のポートとパワーダンプ負荷との間にそれぞれ移すことにより、動的インピーダンス整合または同調がない構成において、これらの問題を克服し得る。

順方向信号と逆方向信号との間のさらに増大した絶縁または強化された測定感度は、（第３のポートと接地との間に接続された５０Ωのダンプ負荷を有する）１つ以上の追加のサーキュレータを、順方向信号結合器と第１のサーキュレータの第１のポートとの間に挿入し、最後のサーキュレータを反射信号の測定に使用することによって達成され得る。追加のサーキュレータは各々、サーキュレータの不要の電力流の絶縁によって逆方向電力信号が順方向動力信号を破損するという点で、絶縁を増大させるであろう。すなわち、不要の経路において２０ｄＢの絶縁を有する３つの追加のサーキュレータが、全体的な絶縁を６０ｄＢ増大させるであろう。

図３Ａ、図３Ｂ、および図３Ｃは、上述の装置で使用される３つの例示的なプローブの側断面図を示す。

図３Ａは、その近位端のコネクタ２０４と、その遠位端の丸みのある先端２０６とを有する、細長いペン状の本体２０２を備えるプローブ２００を示す。コネクタ２０２は、図２に示す可撓性の伝送ケーブル１４２に接続される。本体２０２は一体化されたアンテナを有し、それは、内側導体２０６と、外側導体２０７と、それらの間の誘電材料２０８とを含む同軸供給構造を備える。供給構造は、丸みを帯びた先端にあるエアリアル２０９で終わっている。エアリアル２０９は、マイクロ波場を放射するよう構成されている。

この実施例では、導管２０３が、内側導体２０６を通って形成されている。この構成は、エネルギが導電材料を伝搬する際のマイクロ波場の貫通の深さが非常に小さい（すなわち、０．１ｍｍ未満）という事実を利用している。このため、脂肪を運ぶための導管２０３を設けるために内側導管２０６の中央を取り除くことは、マイクロ波エネルギの伝達に実質的に影響を与えない。追加の利点は、同軸供給構造における伝搬中に失われたエネルギが導管内の脂肪と相互作用してそれを穏やかに加熱し、それを液化された形態に保つ、ということである。

導管２０３は、プローブの遠位端にある開口部（この場合、エアリアル２０９にある開口部）からプローブの近位端に向かって位置する出口へと延在している。（図２に示すような）可撓性の輸送パイプ１４８が、出口に接続されている。

図３Ｂは、導管２１３が同軸供給構造を通過せず、同軸供給構造に隣接して設けられている点を除き、図３Ａのプローブ２００と同様である、プローブ２１０を示す。図３Ａと共通の構成要素には同じ参照番号が付与されており、その説明は繰返されない。この実施例では、導管２１３への入口２１２は、エアリアル２０９の側面に位置している。入口２１２は順方向に開いているよう示されているが、それは横向きに開いていてもよく、すなわち、開口部はプローブの側面に沿って伸びていてもよい。

図３Ｃは、導管２２３が同軸供給構造の外側の周囲に設けられた環状チャネルである点を除き、図３Ａのプローブ２００と同様である、プローブ２２０を示す。図３Ａと共通の構成要素には同じ参照番号が付与されており、その説明は繰返されない。

図４は、図３Ａのプローブ２００と同様のプローブ４００を示す。図３Ａと共通の構成要素には同じ参照番号が付与されており、その説明は繰返されない。この実施例では、内側導体４０２は、液化された脂肪を抽出するための導管４１０を形成する中空管の形状をしている。外側導体４０４は、好ましくは低損失誘電材料、すなわちＰＴＦＥで作られた複数のリング状のスペーサ４０８によって、内側導体から隔てられている。スペーサ４０８は金属製であってもよいが、この特定の場合、構造内に設定される電磁場にそれらが影響を与えないようにそれらを位置づけることが必要であろう。すなわち、電磁場が最小となる位置、または、最小電磁場が生じる、構造に沿った戦略的な位置に、それらを位置づける必要がある。この実施例における同軸供給構造の誘電材料４０６は、空気である。

プローブ４００は、導管４１０から液化された脂肪を運ぶための６つの出口通路４１２を有する。各出口通路４１２は、導管４１０から径方向に遠ざかるよう延在する同軸スタブである。スタブは同軸供給構造の軸に垂直に延在するよう示されているが、それらはどの角度で延在していてもよい。各スタブは、吸引装置に接続された管４１４に結合されてもよい。複数の吸引管を用いる構成は、脂肪の流れを増加させることができるという点で有利であり、それは処置時間の減少に繋がり得る。さらなる利点は、この構成が、中心導体によって形成される管に沿ってどこかで起こる圧力堆積または閉塞を防止し得るということである。

各スタブの遠位端で、内側導体４０２は外側導体４０４と接して短絡状態を作り出す。同軸供給構造の中央において最大の電場を確実にするために、各スタブの長さ、すなわち、供給構造の軸からスタブの端部までの距離は、４分の１波長の奇数倍、すなわち、以下のとおりである。

式中、ｎは任意の整数であり、λは放射されたマイクロ波場の波長である。周波数が２．４５ＧＨｚのマイクロ波放射については、４分の１波長は約３ｃｍである。

図５は、この発明で使用するためのプローブ５００を示す。プローブ５００は、誘電材料５０６によって内側導体５０４から隔てられた外側導体５０２を備える同軸供給構造を有する。内側導体５０４は中空であり、処置部位から液化された脂肪を除去するためのチャネル５０８を規定している。供給構造は、集中的なマイクロ波放射場を組織、たとえば処置部位の脂肪、または途中の血液へと放出するよう構成されたエアリアル５１０を有する遠位端で終わっている。エアリアルは、構造的強度を提供し、かつ、処置のためにマイクロ波放射場が放出されることを可能にするために、硬質誘電（すなわち非金属）材料から作られていてもよい。エアリアル５１０は、処置部位への挿入を助けるために、尖った点状に形成されてもよい。

プローブ５００は、供給構造が側面供給するよう、すなわち、マイクロ波エネルギが、供給構造の軸に対して傾斜した、すなわち軸に対して９０°の方向からプローブへと送出されるという点で、前述の実施例とは異なっている。図５では、マイクロ波エネルギは、ケーブルアセンブリ５１２からコネクタ５１４を介して供給構造に送出されている。コネクタ５１４は従来のもの、たとえばＮタイプ、ＳＭＡタイプ、または／およびＭＣＸであってもよい。コネクタ５１４は、コネクタ５１４から誘電材料５０６を通って延在し、内側導体５０４に接触する中心ピン５１６を有する。コネクタ５１４はまた、外側導体５０２と電気的に接触する導電外側スリーブ５１８も有する。エネルギ供給が効率的であることを確実にするために、内側導体５０４（５１６）と外側導体５０２（５１８）とは、プローブ５００の近位端５２０で互いに電気的に接触するようにされて短絡状態を作り出し、中心ピン５１６は、短絡場所から４分の１波長の奇数倍の距離離れて内側導体と接触し、この点で最大電磁場を生成する。

側面供給構成の利点は、液化された脂肪が同軸構造の軸に沿って、たとえばプローブ５００の近位端５２０に取付けられた可撓性の抽出管５２２を通して抽出され得るということである。このため、抽出経路には尖った角がなく、それは滑らかな流れを促進し得る。漏洩を防止するために、プラグ５２４が取付けられて、プローブ５００と抽出管５２２との界面の周囲を封止してもよい。

図６は、一体的に形成されたインピーダンス変成器６５０を有するプローブ６００を示す。このプローブは、誘電材料６０６によって外側導体６０４から隔てられた内側導体６０２を備える同軸供給構造を備える。内側導体６０２は中空であり、処置部位から液化された脂肪を抽出するためのチャネル６０８を規定している。同軸構造は、たとえば上述のような硬質の非金属材料から作られたエアリアル６１０を有するその遠位端で終わっている。プローブから液化された脂肪を運び出すために、抽出管６１２が、同軸構造を通ってチャネルに接続されている。

この実施例では、チャネルを含むプローブ６００の遠位区分は、同軸構造によって運ばれるマイクロ波エネルギの周波数で処置される生体組織のインピーダンスと整合するインピーダンスを有していてもよい。たとえば、遠位区分は、脂肪組織または血液と整合するよう構成されたインピーダンスを有していてもよい。

通常、組織のインピーダンスは、標準的なマイクロ波ケーブルアセンブリのインピーダンス（通常、５０Ω）よりも低い。遠位区分へのマイクロ波エネルギの効率的な送出を確実にするために、プローブ６００はインピーダンス変成器６５０を含む。（５０Ωのケーブルアセンブリ６１４、コネクタ６１６、およびマイクロ波発生器からの）源インピーダンスとインピーダンス変成器６５０（特性インピーダンス）との接合部、および遠位区分とインピーダンス変成器６５０との接合部での反射係数が最小限に抑えられる（好ましくは、ゼロである）ことを確実にするために、変成器６５０は、マイクロ波エネルギの４分の１波長の奇数倍の長さと、以下の条件を満たすインピーダンスＺ_Tとを有する。

式中、Ｚｓは源インピーダンス（たとえば、５０Ω）、Ｚ_Lは負荷インピーダンス（すなわち、遠位区分のインピーダンス）であり、それは好ましくは、その遠位端が組織と直接接触するかまたは最終的な同軸構造に取付けられたエアリアル構造を介して接触する際に、それが遭遇する組織のインピーダンスとも同じである。

同軸供給構造のインピーダンスは内側導体および外側導体の直径間の関係に依存するため、インピーダンス変成器は、内側導体の直径の好適な選択により、固定した外径を有するプローブに一体化され得る。

詳細には、同軸体のインピーダンスは以下のように表わされ得る。

Ｚは同軸体のインピーダンス、ε_rは内側導体と外側導体とを隔てる誘電材料の相対誘電率、ａは内側導体の外径、ｂは外側導体の内径である。１４．５ＧＨｚで５０Ωの源インピーダンスを１８Ωの負荷インピーダンスと整合させるために、インピーダンス変成器は、約２ｃｍの長さと３０Ωのインピーダンスとを有していてもよい。図６に示すように、これは、ａを変化させ、ε_rおよびｂを固定したままとすることによって達成され得る。

さらに別のアンテナ構成（ここに図示せず）は、脂肪が外側導体の内壁と内側導体の外壁との間を流れるようにする第２のチャネルを提供し、それにより構造に沿って輸送可能な脂肪の体積の増加を可能にするために、内側導体と外側導体とを隔てるために使用されるスペーサまたはディスク、すなわち図４の４０８が、固体材料から形成されず、間隙、たとえば穴または網目を含んでいる構成である。この構成では、同軸構造は、脂肪の平均インピーダンスを考慮するよう設計され、脂肪が構造内に存在する場合に効率的な伝送線となるよう設定されてもよい。脂肪は損失材料であるため、それがここで伝送線の一部を形成するという事実は、それが迅速に加熱され、液化されたままとなって除去を助けるということを意味する。また、構造の内部に脂肪が存在しない際に起こるインピーダンス不整合を測定することが可能となり、この情報は、有用となり、またはシステムの制御を助ける追加情報を提供する場合がある。この構成は、大量の脂肪を身体から除去することが必要な用途で使用される場合、システムの効率を高める２つのチャネルを提供する、という利点を有する。

図３Ａ、図３Ｂ、図３Ｃ、図４、および図５に示すこの発明の実施例の実践を可能とするために使用され得る半硬質の同軸ケーブルアセンブリの特定の例は、以下のとおりである：
１．ローフェーズ・マイクロウェーブ社（Rhophase Microwave Ltd.）から入手可能な、外径が２．１８４４ｍｍの、部品番号ＨＣ７０００９−３のケーブルアセンブリ；および
２．ローゼンバーガー・マイクロ−コアックス社（Rosenberger Micro-Coax Ltd.）から入手可能な、４６ＧＨｚの動作周波数で１００ｍｍの長さごとに１．３２ｄＢの最大入力損失を有する、部品番号ＵＴ８５−００３９およびＵＴ４７−００３９のケーブルアセンブリ。

図７は、この発明の動作中にさまざまなパラメータが時間とともにどのように変化するかを概略的に示す図である。図７の一番下の線は、反射電力プロファイルがどのように変化するか、すなわち、処置中、検出器によって検出された反射電力の大きさがどのように変化するかを示す。この実施例では、反射電力は、静的で、或る時点で一レベルから別のレベルに急激に変化する、３つのレベル（Ａ，Ｂ，Ｃ）を呈示する。この実施例では、レベルＡは、プローブが脂肪内にあり、放射されたマイクロ波場がその第１の構成を採用している場合に呈示される。レベルＢは、反射電力のはるかに低いレベルを示す。これは、血液に関連するより低い反射係数と関連している場合があり、そのためレベルＢは、プローブが血液中にあり、放射されたマイクロ波場がその第２の構成を採用している場合に呈示される。レベルＣは反射電力の中間レベルであり、この実施例では、それはプローブの遠位端でのコラーゲンの存在に関連している場合がある。このため、レベルＣは、プローブがコラーゲン内にあり、放射されたマイクロ波場がその第３の構成を採用している場合に呈示され得る。

図７の一番上の線は、上述の反射係数レベルＡ、ＢおよびＣによって示される異なる種類の組織について、プローブの遠位端での組織の温度がどのように変化するかを概略的に示す。脂肪については、温度プロファイルは比較的低く、たとえば体温より２℃〜３℃上である。血液については、温度プロファイルはより高く、たとえば体温より２０℃〜３０℃高い。コラーゲンについては、それは依然としてより高く、たとえば体温より４０℃〜５０℃高い。

図７に示す温度プロファイルは、それぞれの種類の組織へのエネルギの送出によって達成されるべき目標プロファイルである。この発明の装置は、検出された反射電力プロファイルまたは検出器からの他の情報に従って、（たとえば、複数の予め設定されたプロファイルから）エネルギ送出プロファイルを選択するよう、制御可能であってもよい。図７は、所望の温度プロファイルを達成するために、エネルギプロファイルがどのように選択されるかという２つの例を示す。

例Ａは、プローブへの連続波（ＣＷ）伝送（すなわち、図２のスイッチ１１６が省略されているか常に閉じている場合）によって送出されるエネルギに関する。この実施例では、反射電力レベルＢへの遷移がコントローラによって検出される。この検出に基づき、コントローラは、出力電力レベルをＰ₁からＰ₂に増加させるよう、可変減衰器１１２を調節する。マイクロ波場が（送出された電力が血液にきっちりと集中される）その第２の構成を自動的に採用することと組合せると、これは凝固を容易にする。血管が封止されると、反射電力はレベルＡに戻る。これはコントローラによって検出され、それは、マイクロ波場がその第１の構成を自動的に採用するのと一致するように、出力電力レベルをＰ₂からＰ₁へと減少させるよう、可変減衰器１１２を調節する。破裂した血管に遭遇した場合はいつでも、同様の調節が起こる。

脂肪吸引プロセスの最後に（すなわち、脂肪が除去された後で）、プローブはコラーゲンへと移動されてもよい。コントローラは、反射電力レベルにおけるレベルＣへの遷移から、プローブの遠位端でのコラーゲンの存在を検出する。この検出に基づき、コントローラは、複数のショートバーストのために、出力電力レベルをＰ₁からＰ₃へと増加させるよう、可変減衰器１１２を調節する。マイクロ波場が（送出された電力がコラーゲンにきっちりと集中される）その第３の構成を自動的に採用することと組合せると、これはコラーゲンの温度を、皮膚引き締めを容易にするレベルまで上昇させる。

例Ｂは、パルス波伝送によってプローブに送出されるエネルギに関する。この方法は、コントローラがパルス長さおよび分離（デューティサイクル）を決定するためにスイッチ１１６も制御する点を除き、例Ａについて上述したものに対応する。たとえば、温度を比較的低く保つために、脂肪を処置する際はパルスの間隔を広くしてもよい。反対に、血液を処置する際はパルスの間隔を狭くしてもよい。コラーゲンを処置する際、パルスは非常に高い振幅と幅広い分離（たとえば３０％のデューティサイクル）を有していてもよく、それにより、エネルギは非常に迅速にコラーゲンへと送出されて、コラーゲンに高度に集中され、隣接する組織構造に損傷をもたらさない、必要な瞬間的な熱を生成する。

Claims (32)

1. 脂肪吸引のための外科手術装置であって、
   制御可能な電力レベルのマイクロ波放射を出力するよう構成されたマイクロ波エネルギ源と、
   生体組織の処置領域に挿入するためのプローブとを備え、プローブは、
   出力されたマイクロ波放射を受信するよう接続され、マイクロ波放射場を外向きに放出してマイクロ波エネルギを処置領域に送出するよう構成されたアンテナと、
   処置領域から液化された脂肪を運び出すための導管とを含み、前記外科手術装置はさらに、
   導管に接続された吸引ポンプを備え、
   マイクロ波放射の周波数および制御可能な電力レベルは、放出されたマイクロ波放射場が、脂肪に放出された場合の第１の構成と、血液に放出された場合の第２の構成とを自動的に採用するよう選択され、第１の構成によって送出されるマイクロ波エネルギは脂肪を液化するためのものであり、第２の構成によって送出されるマイクロ波エネルギは血液を凝固させるためのものである、外科手術装置。
2. マイクロ波放射の周波数および制御可能な電力レベルは双方とも、第１および第２の構成において同じである、請求項１に記載の外科手術装置。
3. 第１および第２の構成はそれぞれ、脂肪および血液の温度上昇を引き起こすよう構成されており、第２の構成によって引き起こされた血液の温度上昇は、第１の構成によって引き起こされた脂肪の温度上昇よりも１桁大きい、請求項１または２に記載の外科手術装置。
4. マイクロ波放射の周波数は５ＧＨｚ以上である、前述の請求項のいずれかに記載の外科手術装置。
5. マイクロ波エネルギは、第２の構成において、第１の構成において送出されるマイクロ波エネルギよりも小さい体積で送出される、前述の請求項のいずれかに記載の外科手術装置。
6. 処置領域から反射されたマイクロ波電力を検出するための検出器と、検出された反射されたマイクロ波電力の変化に基づいて、制御可能な電力レベルのマイクロ波放射を調節するためのコントローラとを含む、請求項１に記載の外科手術装置。
7. 制御可能な電力レベルのマイクロ波放射は、放出されたマイクロ波放射場が、コラーゲンに放出された場合に第３の構成を採用するよう調節可能であり、第３の構成はコラーゲンを引き締めるためのものである、請求項６に記載の外科手術装置。
8. 検出器は、プローブに送出される順方向電力を検出するよう構成されており、コントローラは、予め定められたエネルギ送出プロファイルに従ってマイクロ波エネルギを送出するために、検出された順方向電力および反射されたマイクロ波電力に基づいて、制御可能な電力レベルのマイクロ波放射を調節するよう構成されている、請求項６または７に記載の外科手術装置。
9. コントローラは、検出された反射されたマイクロ波電力の変化に基づいて、複数の予め定められたプロファイルから、予め定められたエネルギ送出プロファイルを選択するよう構成されている、請求項８に記載の外科手術装置。
10. 源、プローブ、および検出器間に接続されたサーキュレータを含み、源からのマイクロ波エネルギ用の順方向経路はサーキュレータの第１のポートから第２のポートへと通っており、プローブからのマイクロ波エネルギ用の反射経路はサーキュレータの第２のポートから第３のポートへと通っており、検出器は、サーキュレータの第３のポートから出力された電力を結合するよう接続された第１の方向性結合器を含む、請求項６〜９のいずれかに記載の外科手術装置。
11. 検出器は、サーキュレータの第１のポートに入力された電力を結合するよう接続された第２の方向性結合器を含む、請求項１０に記載の外科手術装置。
12. 順方向経路と反射経路との間の絶縁を増大させるために、第２の方向性結合器とサーキュレータとの間に１つ以上の追加のサーキュレータが接続されている、請求項１１に記載の外科手術装置。
13. マイクロ波エネルギの周波数は調節可能である、前述の請求項のいずれかに記載の外科手術装置。
14. 導管はアンテナと一体化されている、前述の請求項のいずれかに記載の外科手術装置。
15. アンテナは、誘電および／または磁気装填材料で充填された中空の外側導体を含む単一の導体導波路構造を備える、前述の請求項のいずれかに記載の外科手術装置。
16. 主な伝搬モードを支持するために、誘電および／または磁気装填材料の特性が、マイクロ波周波数に基づいて選択される、請求項１５に記載の外科手術装置。
17. アンテナの外径は２ｍｍ未満である、請求項１６に記載の外科手術装置。
18. 液化された脂肪が装填材料の全部または一部を構成するように、導管が導波路構造と一体化されている、請求項１５に記載の外科手術装置。
19. アンテナは、内側導体と外側導体とを有する同軸構造を備え、導管は、内側導体と外側導体との間に空洞を含む、請求項１〜１４のいずれかに記載の外科手術装置。
20. アンテナは、誘電材料によって外側導体から隔てられた内側導体を備える同軸供給構造と、プローブの遠位端で同軸供給構造を終わらせるエアリアルとを含み、導管は、同軸供給構造の内側導体における中空管を含む、請求項１〜１４に記載の外科手術装置。
21. エアリアルは全方向放射器である、請求項２０に記載の外科手術装置。
22. 導管は、液化された脂肪を中空管から運び出すために内側導体に接続された複数のパイプを含む、請求項２０または２１に記載の外科手術装置。
23. 導管は同軸供給構造の軸上に出口を含み、マイクロ波エネルギは同軸供給構造の軸に対して或る角度でアンテナに接続される、請求項２０または２１に記載の外科手術装置。
24. マイクロ波エネルギは同軸供給構造の軸に沿ってアンテナへと供給され、脂肪は同軸供給構造の軸に対して傾斜している１つ以上のパイプを用いて抽出される、請求項２０または２１に記載の外科手術装置。
25. アンテナのインピーダンスが、アンテナの遠位端で遭遇する脂肪のインピーダンスと整合するよう調節され得るように、マイクロ波エネルギ源とアンテナとの間に挿入された、静的な同軸インピーダンス変成器を含む、前述の請求項のいずれかに記載の外科手術装置。
26. 源のインピーダンスを、マイクロ波放射場の第１および／または第２の構成におけるプローブのアンテナと整合させるよう構成された、インピーダンス整合機構を含む、前述の請求項のいずれかに記載の外科手術装置。
27. 脂肪吸引を行なう方法であって、
    生体組織の処置領域にプローブを挿入するステップを備え、プローブは、
    マイクロ波エネルギ源によって出力されたマイクロ波放射を受信するよう接続可能なアンテナと、
    処置領域から液化された脂肪を運び出すための導管とを含み、前記方法はさらに、
    マイクロ波エネルギ源を起動するステップを備え、それによりアンテナは、マイクロ波放射場を外向きに放出してマイクロ波エネルギを処置領域に送出し、前記方法はさらに、
    導管に接続された吸引ポンプを起動するステップと、
    放出されたマイクロ波放射場が、脂肪に放出された場合の第１の構成と、血液に放出された場合の第２の構成とを自動的に採用するよう、マイクロ波放射の周波数およびマイクロ波エネルギ源の出力電力レベルを選択するステップとを備え、第１の構成によって送出されるマイクロ波エネルギは脂肪を液化するためのものであり、第２の構成によって送出されるマイクロ波エネルギは血液を凝固させるためのものである、方法。
28. 導管はアンテナと一体化されており、方法は、液化された脂肪が導管を通って運ばれている間、アンテナに送出されたマイクロ波エネルギから失われたエネルギで、液化された脂肪を加熱するステップを含む、請求項２７に記載の方法。
29. 放出されたマイクロ波放射場が、コラーゲンに放出された場合に第３の構成を採用するよう、マイクロ波放射の出力電力レベルを調節するステップを含み、第３の構成はコラーゲンを引き締めるため、または皮膚を引き締めるためのものである、請求項２７または２８に記載の方法。
30. 第１、第２、および第３の構成はそれぞれ、脂肪、血液、およびコラーゲンの温度上昇を引き起こすよう構成されており、第３の構成によって引き起こされたコラーゲンの温度上昇は、第２の構成によって引き起こされた血液の温度上昇よりも大きく、第２の構成によって引き起こされた血液の温度上昇は、第１の構成によって引き起こされた脂肪の温度上昇よりも大きい、請求項２９に記載の方法。
31. 処置領域へのプローブのトンネリングを容易にするために、生体組織へのプローブの挿入中にマイクロ波エネルギ源を起動するステップを含む、請求項２７〜３０のいずれかに記載の方法。
32. マイクロ波エネルギ源は、生体組織へのプローブの挿入中、源のインピーダンスをプローブのアンテナと整合させるよう構成されたインピーダンス整合機構を含む、請求項３１に記載の方法。