JP2015530172A - 合成されたｒｆ／マイクロ波伝送のための電気外科装置 - Google Patents

Abstract

電気外科装置は、ＲＦ信号生成器（３００）からのＲＦ電磁（ＥＭ）放射をプローブに伝えるための高周波（ＲＦ）チャネル（３０６）と、マイクロ波信号生成器（３０２）からのマイクロ波ＥＭ放射をプローブに伝えるためのマイクロ波チャネル（３０４）とを含む供給構造を有し、ＲＦチャネル（３０６）およびマイクロ波チャネル（３０４）は、物理的に別個の信号経路を含み、供給構造は、ＲＦチャネル（３０６）の上の信号経路に接続された入力と、マイクロ波チャネル（３０４）上の信号経路に接続された別の入力と、ＲＦ ＥＭ放射およびＥＭ放射を別々にまたは同時にプローブに伝えるために共通信号経路に接続された出力とを有する合成回路（３０８）を含む。マイクロ波チャネル（３０４）は、マイクロ波チャネル（３０４）上の信号経路をＲＦ ＥＭ放射から分離するように接続された導波管アイソレータ（３１２）を含む。

Description

発明の分野
本発明は、高周波エネルギおよびマイクロ波周波数エネルギを用いて生物組織に対する処置を行なう電気外科手術装置に関する。特に、本発明は、組織を切断するために高周波（ＲＦ）エネルギを、止血（すなわち破れた血管を血液の凝固を促すことによって封止）するためにマイクロ波周波数エネルギを生成することが可能な外科手術装置に関する。

発明の背景
外科的切除は、人間または動物の体内から器官の一部を除去する１つの手段である。そのような器官には血管が多い場合がある。組織を切断（分割または横に切開）すると、小動脈と呼ばれる小さな血管が破損または破裂する。最初に出血が生じ、続いて、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。手術中に患者から失われる血液はできる限り少ないことが望ましいため、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。内視鏡手術については、出血が生じること、および可能な限り迅速に、もしくは好都合に対処されないことも望ましくない。なぜなら、操作者の視界が血流で見えにくくなることがあり、手術を終了させることが必要となり、代わりに別の方法、すなわち開腹術を用いることになり得るからである。

鋭い刃の代わりに、高周波（ＲＦ）エネルギを用いて生体組織を切断することが知られている。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支援されて）組織基質を流れるときに、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。この組織基質に純正弦波を与えると、組織の水分を蒸発させるのに十分な熱が細胞内に発生する。このため、細胞の内圧が大幅に上昇し、細胞膜はこれ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横に切開されていることがわかる。

上記原理は、脂肪が少ない組織ではうまく機能するが、脂肪組織では効率が低くなる。なぜなら、電子の通過を支援するイオン成分が少ないからである。このことは、細胞の中身を蒸発させるのに必要なエネルギが相当大きくなることを意味する。脂肪は、蒸発のための潜熱が、水よりも遥かに大きいからである。

ＲＦ凝固は、効率がより低い波形を組織に与えることで、細胞の中身を、蒸発させるのではなく約６５℃まで加熱することにより、機能する。これにより、組織を乾燥によって完全に乾かすとともに、血管の壁の中のタンパク質および細胞壁を構成しているコラーゲンを変性させる。タンパク質の変性は、凝固カスケードに対する刺激として作用し、血液の凝固が促される。同時に、細胞壁の中のコラーゲンが変性して棒状の分子からコイル状に変化する。これにより、血管が収縮して小さくなることで、凝固した血液の塊が固定されるポイントが与えられ、この塊が塞ぐべき領域が小さくなる。

しかしながら、ＲＦ凝固は、脂肪組織がある場合、効率が低くなる。電気的効果が低下するからである。このため、脂肪組織の出血部分の封止は非常に困難である可能性がある。組織は、汚れていない白色の縁ではなく、黒く焼けた外観を有する。

実際のところ、ＲＦ装置は、切断と凝固出力との間の中ほどに中間波高因子がある波形を用いて機能し得る。

英国特許第２４８６３４３号は、電気外科手術装置のための制御システムを開示している。この装置では、プローブに伝送されるＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギ双方のエネルギ伝送プロファイルが、プローブに送られるＲＦエネルギのサンプリングされた電圧および電流の情報、ならびに、プローブにおよびプローブから送られるマイクロ波エネルギのサンプリングされた順方向および反射パワーの情報に基づいて、設定される。

図１は、英国特許第２４８６３４３号に記載されているような電気外科装置４００の概略図を示す。当該装置は、ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルを含む。ＲＦチャネルは、生物組織に対する処置（たとえば切断または乾燥）に適したパワーレベルの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、生物組織に対する処置（たとえば凝固または焼灼）に適したパワーレベルの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。

マイクロ波チャネルは、マイクロ波周波数源４０２に続いて、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（たとえば３ｄＢパワースプリッタ）を有する。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。マイクロ波チャネルは、制御信号Ｖ_１０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を含むパワーコントロールモジュールと、制御信号Ｖ_１１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、治療に適したパワーレベルでプローブ４２０から伝送する順方向マイクロ波ＥＭ放射を生成するための駆動増幅器４１０および電力増幅器４１２を含む増幅器モジュールとを備える。マイクロ波チャネルにおいて、増幅器モジュールの次には、マイクロ波信号結合モジュール（マイクロ波信号検出器の一部）があり、この結合モジュールは、マイクロ波周波数源からのマイクロ波ＥＭエネルギをその第１および第２のポート間の経路に沿ってプローブに伝送するように接続されたサーキュレータ４１６と、サーキュレータ４１６の第１のポートにある順方向カプラ４１４と、サーキュレータ４１６の第３のポートにある反射カプラ４１８とを含む。第３のポートからのマイクロ波ＥＭエネルギは、反射カプラを通過した後、パワーダンプ負荷４２２によって吸収される。マイクロ波信号結合モジュールはまた、制御信号Ｖ_１２を介してコントローラ４０６によって操作され順方向結合信号または反射結合信号いずれかを検出のためにヘテロダイン受信器に接続するための、スイッチ４１５を含む。

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、プローブからローパワー信号を伝送するように配置される。この実施の形態において、制御信号Ｖ_１３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いずれかからの信号を選択してプローブに伝送するように機能することができる。ハイバンドパースフィルタ４２７が一次チャネル選択スイッチ４２６とプローブ４２０の間に接続されていることにより、マイクロ波信号生成器を低周波ＲＦ信号から保護する。

この実施の形態における測定チャネルは、プローブから反射したパワーの位相および大きさを検出するように配置された構成要素を含み、これによって材料、たとえばプローブの遠位端にある生物組織に関する情報が得られる。測定チャネルは、マイクロ波周波数源４０２からのマイクロ波ＥＭエネルギをその第１および第２のポート間の経路に沿ってプローブに伝送するように接続されたサーキュレータ４２８を含む。プローブから戻された反射信号は、サーキュレータ４２８の第３のポートに導かれる。サーキュレータ４２８を用いて順方向信号と反射信号との間を分離することにより、正確な測定が容易になる。しかしながら、サーキュレータはその第１のポートと第３のポートとの間を完全に分離していないので、すなわち順方向信号の一部が第３のポートを通って反射信号に干渉する可能性があるので、搬送波相殺回路を用いる。この回路は、（順方向カプラ４３０からの）順方向信号の一部を逆に第３のポートからの信号に（注入カプラ４３２を介して）注入する。搬送波相殺回路は、位相調整器４３４を含むことにより、この注入される部分と、第１のポートから第３のポートに、その間を突破して入る信号との位相差が確実に１８０°になるようにして、この信号を相殺する。搬送波相殺回路はまた、信号減衰器４３６を含むことにより、注入される部分の大きさが確実に突破した信号と同一になるようにする。

順方向信号のドリフトを補償するために、順方向カプラ４３８が測定チャネル上に設けられる。順方向カプラ４３８の結合された出力、および、サーキュレータ４２８の第３のポートからの反射信号は、制御信号Ｖ_１４を介してコントローラ４０６により操作されるスイッチ４４０の対応する入力端子に接続され、結合された順方向信号または反射された信号いずれかが検出のためにヘテロダイン受信器に接続される。

スイッチ４４０の出力（すなわち測定チャネルからの出力）およびスイッチ４１５の出力（すなわちマイクロ波チャネルからの出力）は、制御信号Ｖ_１５を介し一次チャネル選択スイッチと併せてコントローラ４０６によって操作することが可能な二次チャネル選択スイッチ４４２の対応する入力端子に接続される。これにより、測定チャネルがエネルギをプローブに与えているときに測定チャネルの出力は確実にヘテロダイン受信器に接続され、かつ、マイクロ波チャネルがエネルギをプローブに供給しているときにマイクロ波チャネルの出力は確実にヘテロダイン受信器に接続される。

このヘテロダイン受信器を用いて、二次チャネル選択スイッチ４４２による信号出力から、位相および大きさに関する情報を抽出する。図１４に示される実施の形態では、シングルヘテロダイン受信器が用いられる。信号がコントローラに入る前にソース周波数を二度ミキシングするダブルヘテロダイン受信器（２つのローカル発振器およびミクサを含む）を、必要に応じて使用してもよい。ヘテロダイン受信器は、ローカル発振器４４４と、二次チャネル選択スイッチ４４２による信号出力をミキシングするためのミクサ４４８とを含む。ローカル発振器信号の周波数は、ミクサ４４８からの出力が、コントローラ４０６が受けるのに適した中間周波数となるように、選択される。バンドパスフィルタ４４６、４５０を設けることによって、ローカル発振器４４４およびコントローラ４０６を高周波マイクロ波信号から保護する。

コントローラ４０６は、ヘテロダイン受信器の出力を受け、この出力から、マイクロ波または測定チャネル上の順方向および／または反射信号の位相および大きさを示す情報を求める（たとえば抽出する）。この情報を用いて、マイクロ波チャネル上のハイパワーマイクロ波ＥＭ放射またはＲＦチャネル上のハイパワーＲＦ ＥＭ放射の伝送を制御できる。ユーザは、上記のようにユーザインターフェイス４５２を介してコントローラ４０６と対話してもよい。

図１に示されるＲＦチャネルは、制御信号Ｖ_１６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を含む。ゲートドライバ４５６は、この実施の形態ではハーフブリッジ構成であるＲＦ増幅器４５８に対して動作信号を与える。ハーフブリッジ構成のドレイン電圧は、可変ＤＣ源４６０を介して制御可能である。出力変圧器４６２は、生成されたＲＦ信号を、プローブ４２０に伝送するために、線路上に送る。ローバンドパスフィルタ４６４は、この線路上に接続されることにより、ＲＦ信号生成器を高周波マイクロ波信号から保護する。

変流器４６６は、ＲＦチャネル上に接続されて、組織負荷に伝送される電流を測定する。分圧器４６８（出力変圧器から分岐したものであってもよい）を用いて電圧を測定する。電圧および電流を測定するためのこれらのメカニズムについては先に図４を参照しながら述べたとおりである。分圧器４６８および変流器４６６の出力信号（すなわち電圧および電流を示す電圧出力）は直接、対応するバッファ増幅器４７０、４７２および電圧クランプツェナーダイオード４７４、４７６、４７８、４８０による調節を経て、コントローラ４０６に接続される（図１４に信号ＢおよびＣとして示される）。

位相に関する情報を得るために、電圧信号および電流信号（ＢおよびＣ）は、位相比較器４８２（たとえばＥＸＯＲゲート）にも接続される。この比較器の出力電圧は、ＲＣ回路４８４によって積分されて、電圧波形と電流波形の位相差に比例する電圧出力（図１４にＡで示される）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。

マイクロ波／測定チャネルおよびＲＦチャネルは、信号合成器１１４に接続される。この合成器は、上記の種類の信号双方を、別々にまたは同時に、ケーブルアセンブリ１１６に沿ってプローブ４２０に送り、プローブ４２０から患者の生体組織に伝送される（たとえば放射される）。

発明の概要
本発明は、英国特許第２４８６３４３号に開示されている電気外科装置に対する改良を提供する。当該改良は、装置に電力を供給するために用いられる電源エネルギからプローブを分離するために用いられる構成要素に関連する。

本発明は、最も一般的に言えば、マイクロ波チャネルと信号合成器との間の接合部において導波管アイソレータを使用することを提案する。導波管アイソレータは、次の３つの機能：（ｉ）非常に高いマイクロ波パワー（たとえば１０Ｗより大きい）の通過を可能にすることと、（ｉｉ）ＲＦパワーの通過を阻止することと、（ｉｉｉ）高い耐電圧（たとえば１０ｋＶより大きい）を供給することとを行なうように構成され得る。

本発明は、分離バリアの両端の容量結合を減少させることができる導波管において、または導波管に隣接して、容量性構造体を提供し得る。容量結合の低減は、導波管アイソレータ（特に、導波管アイソレータの外部導体）を同軸アイソレータといった付加的な容量分に直列に接続することによってもたらされ得る。動作中に容量結合の低減を維持するために、付加的な容量分は高い耐電圧、たとえば５００Ｖ以上を有してもよい。したがって、導波管アイソレータおよび付加的な容量分（たとえば同軸アイソレータ）は、低周波ブロッキングフィルタとして共働して機能して、ＲＦチャネルからのＲＦ ＥＭ放射がマイクロ波チャネルに入るのを妨げ得る。

代替的に、好ましい実施の形態では、容量性構造体は、導波管アイソレータ自体の中のＤＣ分離バリアの一体部品であり得る。たとえば、容量結合の低減は、キャパシタンスを減少させること、または導波管アイソレータの外部導体に形成された分離間隙の容量性リアクタンスを増大させることによって、たとえば間隙に存在する絶縁材料の厚さを増大させることによって、実現することができる。この配置において、導波管アイソレータは、間隙におけるマイクロ波パワーの漏れを最小化するためにチョークを含んでもよい。

上記の導波管アイソレータを用いる利点は、高耐電圧を供給し、かつ導波管アイソレータの導電部分間の望ましくない容量結合を防ぐ点である。容量結合を減少させなければ、特に導波管アイソレータの外部導体における容量結合に起因する電流路の一部を形成する導波管アイソレータに患者またはユーザが接する危険性がある。そのような危険性は、（たとえば国際電気標準会議（ＩＥＣ）規格６０６０１−２により設定されているような）医療機器についての必要な電気的安全基準を装置が満たす能力に影響を及ぼし得る。

本発明は、分離構成要素の容量性リアクタンスを効果的に上昇させ、故に容量結合を阻止する。

本発明によれば、生物組織の切除のための電気外科手術装置が提供され得る。当該装置は、第１の周波数を有する高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）放射を生成するためのradiofrequency（ＲＦ）信号生成器と、第１の周波数よりも高い第２の周波数を有するマイクロ波ＥＭ放射を生成するためのマイクロ波信号生成器と、ＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射を別々にまたは同時に自身の遠位端から伝送するように配置されたプローブと、ＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射をプローブに送るための供給構造とを備える。供給構造は、プローブをＲＦ信号生成器に接続するためのＲＦチャネルと、プローブをマイクロ波信号生成器に接続するためのマイクロ波チャネルとを含む。ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルは、ＲＦ信号生成器およびマイクロ波信号生成器からの物理的に別個の信号経路をそれぞれ含む。供給構造は、ＲＦチャネル上の別個の信号経路に接続された第１の入力と、マイクロ波チャネル上の別個の信号経路に接続された第２の入力と、ＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射を単一のチャネルに沿って別々にまたは同時にプローブに伝えるための共通信号経路に接続された出力とを有する合成回路を含む。マイクロ波チャネルは、マイクロ波チャネル上の別個の信号経路をＲＦ ＥＭ放射から分離するように接続された導波管アイソレータを含む。

導波管アイソレータは、導電性入力セクションと、導電性出力セクションとを含み、導電性出力セクションは、入力セクションと噛合い、入力および出力セクションによって包囲された体積内に導波管のキャビティを規定し、導波管アイソレータはさらに、入力および出力セクションの間に配置されたＤＣ分離バリアを含んでもよい。導波管のキャビティは円筒状であってもよい。共通信号経路上の出力は、信号導体および接地導体を含んでもよい。供給構造は、共通信号経路上の出力の接地導体と、導波管アイソレータの導電性入力セクションとの間に容量性構造体を含んでもよく、容量性構造体は、ＲＦ ＥＭエネルギの結合およびマイクロ波ＥＭエネルギの漏れを阻止するように配置される。

上述のように、好ましい実施の形態では、容量性構造体は、ＤＣ分離バリアと、導波管アイソレータの入力セクション上に形成されたマイクロ波チョークとによって設けられてもよい。導波管アイソレータの内側セクションおよび外側セクションは円筒状体を規定し、マイクロ波チョークは、導波管アイソレータの内側セクションの遠位端から軸方向に延在する環状チャネルを含んでもよい。チャネルには、空気または別の好適な誘電体を充填してもよい。チョークの軸方向長は、チャネルの材質（たとえば空気）および幾何学的構造におけるマイクロ波ＥＭエネルギの４分の１波長（またはその奇数倍）であってもよい。

ＤＣ分離バリア自体が、導波管アイソレータの内側セクションと外側セクションとの間に載置された剛性絶縁スペーサ要素を含んでもよい。スペーサ要素は、Ｄｅｌｒｉｎ（登録商標）といった絶縁プラスチックから形成されてもよい。円筒状である導波管において、スペーサ要素は、導波管アイソレータの入力または出力セクションの一方の遠位端上に載置された環状スリーブを含んでもよい。スリーブの外面は、入力および出力セクションの外面と同一平面にあってもよい。

スリーブと、内側および／または外側セクションとの重なりの軸方向長は、スリーブおよびそれを含む構造体の材質内におけるマイクロ波周波数の４分の１波長の奇数倍（通常は４分の１波長）であることが好ましい。絶縁層の厚さ（絶縁スリーブである場合は径方向厚さ）は、マイクロ波漏れを最小化するために可能な限り薄く、またはＲＦ ＥＭエネルギの周波数において所要の分離をもたらすレベルまでキャパシタンスを低下させるために必要に応じて厚くなるように選択され得る。これらの２つの要件は矛盾しており、双方とも満たすことはできない場合がある。実際のところ、スリーブはしたがって、（ｉ）マイクロ波漏れ要件を満たすが、キャパシタンスを減少させるためには外部導体と直列の付加的な容量性ブレークを必要とする薄い絶縁層（たとえば下記に述べる同軸アイソレータ）か、または（ｉｉ）ＲＦ ＲＥＭエネルギ分離要件を満たすが、必要とされる低いマイクロ波漏れを実現するためには付加的なマイクロ波成分を必要とする厚い絶縁層（たとえば上で述べたマイクロ波チョーク）のいずれかを含んでもよい。

ＤＣ分離バリアは、付加的な構成要素を含んでもよい。たとえば、ＤＣ分離バリアは、剛性絶縁スペーサ要素との接合部において入力セクションの内面の一部分上に載置された絶縁膜を含んでもよい。絶縁膜は、所定の距離だけ剛性絶縁スペーサ要素から離れて延在し、たとえば表面の耐電圧を上昇させ得る。

導波管アイソレータにより、合成回路が電気的に浮動することが可能となり、それにより安全性が高まる。容量性構造体は、合成回路の容量性リアクタンスを上昇させ、ＲＦ信号がマイクロ波チャネルを下り、容量結合を介して導波管アイソレータを通って流出する危険性を低下させるように機能する。

別の実施の形態では、容量性構造体は、導波管アイソレータと直列接続された付加的なキャパシタンスを含んでもよい。付加的なキャパシタンスは、同軸アイソレータであってもよい。付加的なキャパシタンスは、システム内で見られるピーク電圧に対処するために高い耐電圧を有することが必要であり得る。付加的なキャパシタンスの耐電圧は、１ｋＶ以上、好ましくは２ｋＶ以上であってもよい。

上述した適合化された導波管アイソレータ、または直列接続された導波管アイソレータおよび同軸アイソレータを高域フィルタとして用いることにより、単一の高周波キャパシタを用いて必要な分離をもたらすことについての３つの欠点が克服され得る。第１に、合成回路全体が浮動している、すなわち接地への直通路または主電源がないことが望ましい。したがって、マイクロ波チャネルからの信号および接地面の双方が合成回路に容量的に入る必要がある。導波管アイソレータがこの特性を提供することができる。第２に、ＲＦ信号が導波管アイソレータの両端で容量結合を介して患者またはユーザに漏出するのを防ぐことが望ましい。上記の適合化されたＤＣ分離バリアまたは同軸アイソレータは、接合部の容量性リアクタンスを上昇させるために必要なキャパシタンスを供給し、ゆえに第１の周波数における容量結合を阻止することができる。通常のキャパシタよりも同軸アイソレータの方が好ましい。通常のキャパシタの典型的な電圧破壊よりも高い高電圧パルス（たとえば５ｋＶ以上）としてＲＦ信号が供給され得るからである。第３に、直列配置の挿入損失は、本明細書に開示される好ましいマイクロ波周波数（たとえば５．８ＧＨｚ以上）では通常のキャパシタよりもはるかに低く、回路がある周波数で共振することを防ぐのに役立つことができる。

本発明は、英国特許第２４８６３４３号に記載されているような電気外科装置４００に関連して上記した構成要素のいずれかまたはすべてと（個々に、または任意の組合せで）組合せられ得る。たとえば、ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルは、それぞれ上記のＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルの構成要素のいずれかまたはすべてを含んでもよい。

ＲＦチャネル上の別個の信号経路は、マイクロ波ＥＭ放射から分離されてもよい。ＲＦチャネルはしたがって、ＲＦチャネル上の別個の信号経路と合成回路との間に接続されたアイソレータ、たとえばローパス、バンドパス、バンドストップ、またはノッチフィルタを含んでもよい。ローパス、バンドパス、バンドストップ、またはノッチフィルタは、合成回路と一体化されてもよい。たとえば一実施の形態では、合成回路は、一体的に形成されてマイクロ波ＥＭ放射が第１の入力から漏出することを防止するローパス、バンドパス、バンドストップ、またはノッチフィルタを有するＴ字形オープンマイクロストリップ双方向ダイプレクサ回路を含んでもよい。バンドストップフィルタは、ダイプレクサ回路の第１の入力とＴ接合部との間のマイクロストリップライン上に形成された複数のスタブ（たとえば２個、３個、または４個のスタブ）を含んでもよい。

しかし好ましい実施の形態では、合成回路は、導波管アイソレータと一体化される。ＲＦチャネル上の別個の信号経路は、導波管アイソレータに接続されるＲＦコネクタにおいて終端してもよく、それにより、ＲＦ信号は導波管アイソレータの出力ポートに直接送られる。共通信号経路はしたがって、導波管アイソレータの出力ポートから離れて延在し得る。したがって、共通信号経路に接続された出力は、導波管アイソレータの出力セクション上に載置された出力プローブを含んでもよく、出力プローブの結合導体は、導波管アイソレータに延在して、そこからのマイクロ波ＥＭエネルギを結合する。第１の入力は、導波管アイソレータ上に載置されたＲＦコネクタを含み得る。ＲＦコネクタは、導波管のキャビティに延在して出力プローブの結合導体に電気的に接触する信号導体を有する。信号導体は、絶縁された導電性ワイヤまたはロッドであってもよい。信号導体は、その先端部から所定の距離のところで結合導体と接触してもよい。当該距離は、たとえば、導波管アイソレータに関して接続されたＲＦの位置を変更することによって調整可能であってもよい。好ましくは、信号導体の位置は、マイクロ波アイソレータ内のマイクロ波ＥＭエネルギの等電位の付近に整列され、したがってＲＦコネクタの存在はマイクロ波ＥＭエネルギの挙動に影響を及ぼさない。

合成回路と適合化された導波管アイソレータとを一体化させることにより、望ましくないＲＦ結合およびマイクロ波漏れを回避しつつ、生成器と患者との必要な分離をもたらす単一の部品が得られる。また、この単一の部品により、ＲＦチャネル上の別個の多重スタブ（ローパス）除去フィルタの必要性が回避される。また、部品の一体性は、装置の挿入損失がはるかに低い（マイクロストリップ基板がなく、配線が少なく、マイクロ波ルーティングケーブルが少なく、同軸アイソレータがない）ことを意味する。一体化された導波管アイソレータはまた、多部品策よりも、物理的により小さく、より製造しやすい。

当該装置は、ＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射についてのエネルギ伝送プロファイルを選択するように動作可能なコントローラを含み得る。本明細書において、エネルギ伝送プロファイルは、ＲＦエネルギの電圧／電流および時間ならびにマイクロ波エネルギのパワーレベルおよび時間という観点から見た、波形の形状を意味し得る。エネルギ伝送プロファイルを制御することにより、広い治療応用範囲を実現できる。

当該装置は、ＲＦチャネル上の電流および電圧をサンプリングし、サンプリングした電流および電圧から、電流と電圧との間の位相差を示ＲＦ検出信号を生成するための、ＲＦ信号検出器を含み得る。コントローラは、ＲＦ信号検出器と通信してＲＦ検出信号を受け、ＲＦ検出信号に基づいてＲＦ ＥＭ放射についてのエネルギ伝送プロファイルを選択し得る。

同様に、当該装置は、マイクロ波チャネル上の順方向パワーおよび反射パワーをサンプリングし、サンプリングしたパワーから、プローブによって伝送されるマイクロ波パワーの大きさおよび／または位相を示すマイクロ波検出信号を生成するための、マイクロ波信号検出器を含み得る。コントローラは、マイクロ波信号検出器と通信してマイクロ波検出信号を受け、マイクロ波検出信号に基づいてマイクロ波ＥＭ放射についてのエネルギ伝送プロファイルを選択し得る。

したがって、当該システムは、電気外科装置の出力に対して確実な制御を提供するように構成され得る。たとえば、装置は、ピーク振幅が４００Ｖでパワーレベルが３０Ｗの連続波（ＣＷ）ＲＦ ＥＭエネルギの伝送を含み得る組織切断のためのエネルギ伝送プロファイルの選択を可能にしてもよい。コントローラは、ピーク振幅および電力レベルを変動させるように調整可能（たとえば手動で調整可能）であってもよい。ＲＦおよびマイクロ波ＥＭ放射が監視されるため、組織に伝送されたエネルギを正確に判定することができる。別の例では、当該装置は、パワーレベルが２５Ｗの連続波（ＣＷ）マイクロ波ＥＭエネルギの伝送を含み得る凝固のためのエネルギ伝送プロファイルの選択を可能にしてもよい。ここでも、コントローラは、ピーク振幅および電力レベルを変動させるように調整可能（たとえば手動で調整可能）であってもよい。

より一般的には、乾燥した環境で組織を切断するためには、ピーク電圧の振幅が４００Ｖでパワー設定が４０Ｗの５００ｋＨｚの正弦波形の連続波を伝送することが必要であろう。一方、湿潤環境で組織を切断するためには、ピーク電圧が４０００Ｖ、ピークパワーが２００Ｗ、デューティサイクルが１０％の５００ｋＨｚのエネルギの１つ以上のバーストを伝送することが必要であろう。このデューティサイクルは、オンタイムを１０ｍｓ、オフタイムを９０ｍｓとする形で設定し得る。この種のパルス状エネルギ伝送プロファイルにより、周囲の流体の望ましくない加熱を生じさせることなく、エネルギが確実に組織に伝わるであろう。乾燥した組織における効率的な組織凝固のためには、ＣＷマイクロ波パワーをＲＭＳパワーレベル３０Ｗで組織に伝送すればよい。湿潤環境における凝固のためには、たとえばピークパワーを１００Ｗ、デューティサイクルを３０％として、マイクロ波パワーをパルス状にしてもよい。

組織に対する望ましい治療効果を生み出す他の波形は、上記と同様のＣＷおよびパルス状形式で伝送されるＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギの組合せを含んでもよい。ＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギを同時に伝送し、マイクロ波エネルギがＲＦエネルギを変調するようにしてもよい。たとえばピークが４００Ｖで５００ｋＨｚのＣＷ ＲＦプロファイルを、１０Ｗで５．８ＧＨｚのＣＷマイクロ波信号で変調することにより、切除プロセス中にある程度の組織凝固を生じさせて、器官または器官の一部が除去されているときの出血を抑えることができる。

すべての波形パラメータはコントローラにより、たとえばユーザインターフェイスを介して調整可能であってもよい。

上記制御システムは、パワーレベルが低い（たとえば１０ｍＷ以下）エネルギ（好ましくはマイクロ波エネルギ）を伝送するための専用測定チャネルを含んでもよい。このように、このシステムは、治療効果を伝送していないチャネルからの測定信号を利用できるようにしてもよい。すなわち、組織に対する治療効果の伝送に関与しないチャネルを用いて行なったローパワー測定に基づいて、組織に対する波形またはエネルギの伝送を制御してもよい。この測定チャネルは、マイクロ波チャネルと同じソースを利用してもよい。マイクロ波エネルギが測定チャネルを通して伝送される（「測定モード」）かまたはマイクロ波チャネルを通して伝送される（「治療モード」）ように、このシステムが切換可能であってもよい。これに代えて、マイクロ波チャネルがローパワーモード（測定用）とハイパワーモード（治療用）の間で切換可能であってもよい。この方式の場合、別個の測定チャネルは不要である。

このシステムは、組織を切断するためのエネルギおよび組織を凝固させるためのエネルギを同時に供給するように構成されてもよく（たとえば混合または混成モード）、または、独立して操作されて、ＲＦおよびマイクロ波エネルギが、マニュアルユーザ制御によって（たとえばフットスイッチペダルの操作に基づいて）、もしくは、ＲＦおよび／またはマイクロ波チャネルからの測定された位相および／または大きさに関する情報に基づいて自動的に、プローブに伝送されてもよい。このシステムを用いて組織の焼灼および切断を実施してもよい。マイクロ波エネルギおよびＲＦエネルギが同時に伝送される場合、それぞれの生成器に戻されるＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギのうちいずれかまたは双方を、ハイパワーまたはローパワーで用いることにより、エネルギ伝送プロファイルを制御してもよい。この場合、エネルギ伝送フォーマットがパルス状のときはオフ時間中に測定することが望ましいであろう。

プローブの遠位端は、第２の導体から空間的に分離された第１の導体を含むバイポーラ放出構造を含んでもよい。第１および第２の導体は、それぞれ能動電極および戻り電極として機能し、ＲＦ ＥＭ放射を伝導によって送り、アンテナとして機能して、マイクロ波ＥＭ放射を放射するように、配置されている。このように、このシステムは、ＲＦエネルギのための局所的な戻り経路、すなわち、プローブの一部である第１の導体と第２の導体との間でＲＦエネルギを搬送するためのローインピーダンス経路を提供するように配置されてもよい。たとえば、これらの導体同士を分離する誘電体が局所的な戻り経路を与えてもよく、または、これらの導体の近傍でプラズマを生成して局所的な戻り経路を与えてもよい。ＲＦによる組織の切断は、第１および第２の導体を分離する固定された誘電材料によって実現されてもよく、この場合、誘電材料の厚みは小さい、すなわち１ｍｍ未満であり、誘電率は高い、すなわち空気の誘電率よりも高い。

本発明は、たとえば、腸の上のポリープを除去するための、胃腸（ＧＩ）の処置、すなわち内視鏡的粘膜下層切除に、特に適しているであろう。本発明は、内視鏡による精密な処置、すなわち内視鏡による精密な切除にも役立つであろう。本発明は、耳、鼻および喉に対する処置、ならびに肝臓の切除に用いてもよい。

第１の周波数は、１０ｋＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲の安定した固定周波数であってもよく、マイクロ波周波数は３００ＭＨｚ〜１００ＧＨｚの範囲の安定した固定周波数であってもよい。第１の周波数は、エネルギが神経刺激を引起すことを防ぐために十分高く、エネルギが組織漂白、または組織構造体に対する不必要な熱マージンもしくは損傷を引起すことを防ぐために十分低いものとする。第１の周波数についての好ましいスポット周波数は、１００ｋＨｚ、２５０ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、１ＭＨｚ、５ＭＨｚのうちいずれか１つ以上を含む。第２の周波数についての好ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚを含む。好ましくは、第２の周波数は、第１の周波数より少なくとも１桁大きい（つまり少なくとも１０倍）である。

別の局面では、本発明は、生物組織の切除のための電気外科手術装置のための分離回路として表され得る。分離回路は、第１の周波数を有する高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）放射をＲＦチャネルから受けるように接続可能な第１の入力と、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放射をマイクロ波チャネルから受けるように接続可能な第２の入力と、ＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射を共通信号経路に送るために第１および第２の入力と通信する出力とを有する合成回路と、ＲＦ ＥＭ放射からマイクロ波チャネルを分離するように接続された導波管アイソレータとを備える。導波管アイソレータは、導電性入力セクションと、導電性出力セクションとを含み、導電性出力セクションは、入力セクションと噛合い、入力および出力セクションによって包囲された体積内に導波管のキャビティを規定し、導波管アイソレータはさらに、入力および出力セクションの間に配置されたＤＣ分離バリアを含む。合成回路からの出力は、信号導体および接地導体を含む。分離回路は、合成回路からの出力の接地導体と、導波管アイソレータの導電性入力セクションとの間に容量性構造体を含み、容量性構造体は、ＲＦ ＥＭエネルギの結合およびマイクロ波ＥＭエネルギの漏れを阻止するように配置される。上記の、合成回路、導波管アイソレータおよび容量性構造体の特徴は、発明のこの局面にも適用可能であり得る。

図面の簡単な説明
以下、本発明の実施例について添付の図面を参照しながら詳細に説明する。

本発明が使用され得、上で述べられた、本発明の実施の形態に従う電気外科手術装置のシステム全体の概略図である。 発明の実施形態である電気外科装置における分離回路の概略図である。 本発明と比較するための、導波管アイソレータのみを有する分離回路の概略図である。 図３と比較するための、本発明に従う分離回路の概略図である。 本発明での使用に適した導波管アイソレータの断面側面図である。 図５に示される導波管アイソレータの端面図である。 本発明での使用に適した同軸アイソレータの断面側面図である。 図７に示される同軸アイソレータにおける構成要素の断面側面図である。 本発明の別の実施形態である電気外科装置における分離回路の概略図である。 図９の分離回路において用いられる、適合化された導波管アイソレータの断面側面図である。

詳細な説明；さらなる選択肢および好ましい例
図２は、本発明の実施形態である電気外科装置のための分離回路２００の概略図である。分離回路２００は、ＲＦ信号生成器２１８からのＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波信号生成器２２０からのマイクロ波放射をプローブに送るための供給構造の一部を形成する。この実施の形態では、プローブ（図示せず）は筐体２２６に設けられた出力ポート２２８に接続可能である。供給構造は、ＲＦ ＥＭ放射を送るためのＲＦ信号経路２１２および２１４を有するＲＦチャネルと、マイクロ波ＥＭ放射を送るためのマイクロ波信号経路２１０を有するマイクロ波チャネルとを含む。ＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波放射のための信号経路は、互いに物理的に別々である。ＲＦ信号生成器は、電圧変圧器２１６を介して、ＲＦ信号経路２１２および２１４に接続される。変圧器２１６の二次コイル（つまり配置のプローブ側）は浮動しており、したがって、患者とＲＦ信号生成器２１８との間に直流電流経路はない。これは、ＲＦ信号経路２１２および２１４の信号導体２１２および接地導体２１４が双方とも浮動していることを意味する。

合成回路２０６は、ＲＦ信号経路２１２、２１４に接続するための第１の入力２０３と、マイクロ波信号経路２１０に接続するための第２の入力２０５とを有する。合成回路２０６は、共通信号経路２０８に接続される出力２０７に経路を接合する。可撓ケーブル（たとえば同軸ケーブルなど）を含み得る共通信号経路２０８は、プローブにＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射を送る。この実施の形態では、合成回路２０６は、低損失のマイクロ波誘電体基板（たとえばロジャーズ株式会社によって製造された好適な種類のＲＴ／ｄｕｒｏｉｄ（登録商標）基板）上に形成されたＴ字形マイクロストリップ接合部を含む。基板の、Ｔ字形マイクロストリップ接合部とは反対側に形成されるマイクロストリップ接合部の接地面は、ＲＦ信号経路２１２および２１４の接地導体２１４に接続される。したがって浮動している。Ｔ字形マイクロストリップ接合部は、ＲＦ信号経路の信号導体２１２に接続される第１の入力２０３が設けられる。

バンドストップフィルタ２２２は、第１の入力２０３と接合部２２３との間のマイクロストリップライン上でマイクロ波マイクロストリップラインとシャントに、３つのスタブ２２４の形態でＴ字形マイクロストリップ接合部上に設けられる。接合部に最も近いスタブは、マイクロストリップによって伝送されたマイクロ波ＥＭ放射の４分の１波長の奇数倍だけ接合部から離間される。これに続くスタブは、波長の半分だけ互いから分離される。２つ以上のスタブを用いることにより、マイクロ波ＥＭ放射がＲＦ経路２１２，２１４に流出するのを防ぐ際のフィルタの有効性が高まる。

分離回路２００は、マイクロ波信号生成器２２０と第２の入力２０５との間のマイクロ波信号経路２１０上に直列に接続された導波管アイソレータ２０２および同軸アイソレータ２０４を含む。導波管アイソレータ２０２および同軸アイソレータ２０４は、効果的にハイパスフィルタとして作用するキャパシタである。導波管アイソレータ２０２および同軸アイソレータ２０４は、マイクロ波信号生成器２２０からのマイクロ波ＥＭ放射が合成回路２０６へと通過することを可能にするが、ＲＦ ＥＭ放射が合成回路２０６の第２の入力２０５から逆にマイクロ波信号生成器２２０へと流出するのを防ぐ。

この実施の形態において、マイクロ波チャネルは、マイクロストリップによって伝送されたマイクロ波ＥＭ放射の４分の１波長の奇数倍に等しい長さを有する接地されたスタブ２２１も含み、導波管アイソレータおよび同軸アイソレータを介して流出するいずれの残余のＲＦ ＥＭ放射も短絡しつつ、マイクロ波伝送損失を最小に保つ。

導波管アイソレータ２０２は、マイクロ波信号生成器２２０からのマイクロ波ＥＭ放射を導波管アイソレータ２０２の導波管のキャビティに結合するように配置された入力ポート２３０と、導波管のキャビティからのマイクロ波ＥＭ放射を同軸アイソレータ２０４に結合するように配置された出力ポート２３２とを含む。導波管アイソレータ２０２はしたがって、同軸アイソレータ２０４に（およびしたがって合成回路２０６に）向けられたマイクロ波信号経路２１０の信号および接地導体の両方を浮動させる。

絶縁スリーブ２２９が筐体の出力ポート２２８に設けられ、筐体の接地されたケーシングを、出力ポート２２８に接続された浮動構成要素に接続するための電流路を妨げる。出力ポート２２８は、たとえば異なるプローブを筐体に取付けることを可能にするために、Ｎ形ねじ山またはクイックリリースコネクタを含んでもよい。

導波管アイソレータ２０２は、十分なレベルの患者保護を提供しつつ、マイクロ波ＥＭ放射を合成回路２０６内へ、かつ低損失を有するプローブ上へ伝送することが可能である。導波管アイソレータ２０２自体の一例を図５および図６に示す。導波管アイソレータ２０２は、第１のセクション２４０を共働する第２のセクション２４２とともにはめこむことによって形成される円筒導波管配置からなる。各セクションは、マイクロ波ＥＭ放射を導波管にまたは導波管から結合するためのコネクタ２４８を有する。たとえば、各コネクタ２４８はＮ形コンセントプラグを含んでもよく、当該Ｎ形コンセントプラグからＥフィールドプローブが導波管のキャビティに延在して、マイクロ波エネルギをキャビティにまたはキャビティから結合する。

当該セクションの内面は、誘電材料２４６の層（この実施の形態では、たとえばＫａｐｔｏｎ（登録商標）からなる絶縁膜）によって互いから分離される。外面は、たとえば、Ｄｅｌｒｉｎ（登録商標）プラスチックからなる剛性絶縁リング２４４によって分離される。導波管アイソレータ２０２は、したがって信号伝送経路（つまり内部導体間）上、および接地（つまり外部）導体間の双方に直列キャパシタを提供する。

国際電気標準会議（ＩＥＣ）規格６０６０１−１によって設定された沿面距離および空間距離についての厳格な要件を満たすためには、円筒導波管が好ましい。本発明では、パワーおよび電圧レベルは、沿面距離が少なくとも２１ｍｍ、空間距離が少なくとも１２ｍｍであることを必要とし得る。導波管の幾何学的配列の他の局面は以下のように決定される。

（接地されている）端壁とＥフィールドプローブの中心との間の距離は、好ましくはマイクロ波放射の周波数における４分の１波長であり、つまり短絡状態（Ｅフィールドなし）を開路（最大Ｅフィールド）に変形する。２つのＥフィールドプローブの中心間の距離は、好ましくはマイクロ波放射の周波数における波長の半分の倍数であり、それによってインピーダンスが同一となる。

円筒導波管を通る信号伝搬の主モード（最小挿入損失を示す）は、ＴＥ_１１モードである。信号が伝搬することを可能にするのに必要とされる導波管の直径Ｄは、以下の式によって与えられる。

たとえば、（最小挿入損失を実現するために好まれるように）構造に負荷がかけられない場合、主モードが５．８ＧＨｚで伝搬するための直径Ｄは３０．３ｍｍより大きい。用いられる実際の直径は、より大きい直径で伝搬し得るモードを考慮に入れるかまたは除外するように選択され得る。一実施の形態では、直径は４０．３ｍｍである。

円筒導波管は、上記のより高いレベルの保護を実現するために理想的である。しかしながら、分離された接地（外部導体）の両端のキャパシタンスが大きすぎないことが確実となるように注意が必要である。キャパシタンスが大きすぎると、ＲＦ信号経路と分離された接地との間に結合されたＲＦエネルギの量が増大し、したがって患者に対する感電および火傷の可能性が高まり得る。これは、図３に例示される比較のためのアイソレータ回路配置に例示される。

図３では、ＲＦ源３００およびマイクロ波源３０２（たとえば電力増幅器）が接続され、それぞれＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギを供給構造に伝送する。図２と同様に、供給構造は、ＲＦエネルギのためのＲＦチャネル３０６と、マイクロ波エネルギのためのマイクロ波チャネル３０４とを含む。ＲＦチャネル３０６およびマイクロ波チャネル３０４は、それぞれの源から物理的に別個の経路を含む。経路は、合成回路３０８において接合される。ＲＦチャネル３０６は電圧変圧器３１０を含み、電圧変圧器３１０はＲＦ源３００から合成回路３０８を分離する。マイクロ波チャネル３０４は導波管アイソレータ３１２を含み、導波管アイソレータ３１２はマイクロ波源３０２から合成回路３０８を分離する。したがって、点線のボックス３１４によって図３に示されるように、変圧器３１０および導波管アイソレータそれぞれの合成回路側にあるＲＦチャネル３０６およびマイクロ波チャネル３０４上の内部導体および外部導体は両方とも浮動している。

本発明の電気外科装置は、好ましくは、１５０Ｗ以上のパワーを有するＲＦ信号を生成することが可能である。ＩＥＣ６０６０１によれば、１５０ＷのＲＦパワー生成器は、ＲＦ出力と接地との間に最低限に好都合に接続された２００Ωの抵抗器における最大伝送パワーの１％（つまり１．５Ｗｒｍｓ）を可能にし得る。図３に示される比較例では、分離された接地（出力側と生成器側と）の間、および分離されたＲＦ出力（出力側）と分離された接地（生成器側）との間に２００Ωの抵抗器を接続した。これらの抵抗器で消費されるパワーをオシロスコープを用いて測定した。ＲＦ出力と分離さた接地（生成器側）との間に接続された２００Ωの抵抗器で消費されるパワーは４．７Ｗｒｍｓであった。これは、規定されているＩＥＣ ６０６０１の最小値より大きい。

一実施の形態では、本発明は、導波管アイソレータと並んで、つまり導波管アイソレータと合成回路との間に直列に接続された同軸アイソレータを提供する。同軸アイソレータは、外部導体内の直列キャパシタを有する同軸線のある長さで構成される。好適な同軸アイソレータ５００の任意の例を図７および図８に示す。同軸アイソレータ５００は、Ｎ形雄側コネクタであり得る入力同軸コネクタ５０２と、Ｎ形雌側コネクタであり得る出力同軸コネクタ５０４とを含み、同軸コネクタ５０２，５０４は、間に空間を置いて互いに対向して配置される。

図８により詳細に示されるように、入力コネクタ５０２の内部導体５０３および出力コネクタ５０４の内部導体５０５の各々は、それらの自由端上に載置された導電性スリーブ５０７，５０９を有する。入力コネクタ５０２の導電性スリーブ５０７は、第１の共働部分（ここでは凹部）を規定する。出力コネクタ５０４の導電性スリーブ５０９は、第１の共働部分と噛合う第２の共働部分（ここでは突起）を規定する。第１および第２の共働部分は、（たとえばＫａｐｔｏｎ（登録商標）テープの）絶縁層５１１によって互いから離される。絶縁層の厚さは、０．３ｍｍ以上であり得る。

同様に、入力コネクタ５０２の外部導体５１３および出力コネクタ５０４の外部導体５１５の各々は、それらの自由端上に載置された導電性スリーブ５１７，５１９を有する。導電性スリーブ５１７，５１９は互いに噛合う。導電性スリーブ５１７，５１９は、（たとえばＫａｐｔｏｎ（登録商標）テープの）絶縁層５１８と、（たとえばＤｅｌｒｉｎ（登録商標）の）剛性絶縁スペーサ要素５１０とによって互いから分離される。

同軸アイソレータの効果を図４に例示する。図４は、導波管アイソレータ３１２と合成回路３０８との間に接続された同軸アイソレータ３１６を有する発明の実施形態である分離回路を示す。回路の他の構成要素は図３のものに対応し、同じ参照番号を付与する。この配置については、ＲＦ出力および分離された接地（生成器側）の両端に接続された２００Ωの抵抗器で消費されるパワーは１．４７Ｗｒｍｓであり、ＩＥＣ ６０６０１の要件を満たしている。

同軸アイソレータはしたがって、ＲＦ源が通電されると、患者保護の向上をもたらす。導波管アイソレータと同軸アイソレータとを単一の配置に一体化することにより、マイクロ波伝送損失を最小化するのを支援することができる。

図９は、電気外科装置のための分離回路の別の実施の形態を示す概略図である。図２の実施の形態と共通の特徴には同じ参照番号を付与し、再度説明しない。この実施の形態では、分離回路は導波管アイソレータ６００を含み、その絶縁間隙は、ＲＦエネルギの周波数においては絶縁間隙の両端のＲＦエネルギの結合を防ぐために十分に高く、マイクロ波エネルギの周波数においては間隙におけるマイクロ波エネルギの漏れを防ぐために十分に低い容量性リアクタンスも有しつつ、必要なレベルのＤＣ分離をもたらすように構成される。間隙の構成は、図１０を参照して詳細に説明される。この構成は、図２の実施の形態で用いられる同軸アイソレータが必要とされないことを意味する。

その上、この実施の形態では、合成回路は、導波管アイソレータ６００と一体化される。ＲＦ信号を伝える信号導体２１２および接地導体２１４は、共軸ＲＦコネクタ６０２に接続され、共軸ＲＦコネクタ６０２は、導波管アイソレータ６００にＲＦ信号を導入し、導波管アイソレータ６００から、ＲＦ信号がプローブに向かって出力ポート２３２から伝えられる。分離間隙６０３は、ＲＦ信号が入力ポート２３０に戻って結合するのを防ぐように配置される。下に説明されるように、マイクロ波エネルギは、導波管アイソレータ内の内側導電性ロッドの慎重な配置によってＲＦコネクタ６０２に結合することが妨げられる。導波管アイソレータ内でＲＦおよびマイクロ波エネルギを合成することによって、個別の合成回路の必要性がなくなり、分離回路に必要とされる構成要素の数が減少し、より小型のユニットとして提供することが可能となる。

図１０は、図９の分離回路において用いられる、適合化された導波管アイソレータ６００の断面側面図を示す。図５と同様に、導波管アイソレータ６００は、２つの噛合う部品からなる円筒状体を有する。この実施の形態では、入力セクション６０４は、出力セクション６０６を収容するための開口部を有する雌型部材であり、出力セクション６０６は共働する雄型部材を有する。入力ポート２３０および出力ポート２３２は、図５と同じやり方で入力セクション６０４および出力セクション６０６にそれぞれ載置される。

出力セクション６０６から入力セクション６０４を絶縁するＤＣ間隙は、多数の構成部品を含む。すべての構成部品は円筒状体の軸を中心に回転対称性を有する。第１の構成部分は一次絶縁リング６０８であり、たとえばＤｅｌｒｉｎ（登録商標）プラスチックといった剛性材料からなり、出力セクション６０６の雄型部材を包囲し、入力セクション６０４および出力セクション６０６の外面を離す（電気的に分離する）。

絶縁リング６０８の軸方向長は、出力セクション６０６の雄型部材より短く、したがって雄型部材の長さは絶縁リング６０８の遠位端を越えて延在する。雄型部材のこのセクションは、入力セクション６０４の雌型部材の遠位端と重なる。ＤＣ間隙の第２の構成部分は二次絶縁リング６１２であり（一次絶縁リング６０８と一体に形成されてもよい）、雄型部材および雌型部材の遠位端どうしの間に径方向の絶縁をもたらす。

ＤＣ間隙の第３の構成部分は、絶縁膜６１０（たとえばＫａｐｔｏｎ（登録商標）テープの１つ以上の層）であり、出力セクション６０６の遠位端を越える軸方向長について入力セクション６０４の内面を覆う。絶縁膜は、出力セクション６０６の遠位端においていずれの漏れ磁場からも入力セクションを分離することができる。

ＤＣ間隙の第４の構成部分は、空気が充填されたマイクロ波チョーク６１４であり、マイクロ波チョーク６１４は、入力セクション６０４の遠位端の狭い環状チャネルである。マイクロ波チョーク６１４の存在により、マイクロ波エネルギの周波数における容量性リアクタンスが低下し、それによりＤＣ間隙におけるマイクロ波エネルギの漏れ（たとえば放射）を防ぐ。

この実施の形態におけるＤＣ間隙構成の複雑度の上昇により、入力セクションと出力セクションとの間の「平均」間隙を広げることによってＲＦエネルギの周波数における容量性リアクタンスが増大する。一方でマイクロ波チョーク６１４の存在は、マイクロ波エネルギの周波数における容量性リアクタンスが間隙からのマイクロ波エネルギの漏れを回避するのに十分に低いことを確実にするために、共振効果を利用している。

この実施の形態では、導波管アイソレータは合成回路としても作用する。ＲＦコネクタ６０２は、導波管アイソレータ内に突出する内側導電性ロッド６１６を有し、導波管アイソレータ内において、内側導電性ロッド６１６は内部導体６１８の端部から離間された点において、同軸出力プローブ（出力ポート２３２）の内部導体６１８と接触する。また、内側導電性ロッドの位置は、いずれかの著しいマイクロ波パワーを結合しないように、導波管アイソレータ内のマイクロ波エネルギの等電位と実質的に平行となるように選択される。この位置は、既知のシミュレーション技術によって決定することができ、挿入点の径方向位置の調節を許可して、または好適な同調ねじによって、細かく調整され得る。

Claims (30)

1. 生物組織の切除のための電気外科手術装置であって、前記装置は、
   第１の周波数を有する高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）放射を生成するためのradiofrequency（ＲＦ）信号生成器と、
   前記第１の周波数よりも高い第２の周波数を有するマイクロ波ＥＭ放射を生成するためのマイクロ波信号生成器と、
   前記ＲＦ ＥＭ放射および前記マイクロ波ＥＭ放射を別々にまたは同時に自身の遠位端から伝送するように配置されたプローブと、
   前記ＲＦ ＥＭ放射および前記マイクロ波ＥＭ放射を前記プローブに送るための供給構造とを備え、前記供給構造は、前記プローブを前記ＲＦ信号生成器に接続するためのＲＦチャネルと、前記プローブを前記マイクロ波信号生成器に接続するためのマイクロ波チャネルとを含み、
   前記ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルは、前記ＲＦ信号生成器および前記マイクロ波信号生成器からの物理的に別個の信号経路をそれぞれ含み、
   前記供給構造は、前記ＲＦチャネル上の別個の信号経路に接続された第１の入力と、前記マイクロ波チャネル上の別個の信号経路に接続された第２の入力と、前記ＲＦ ＥＭ放射および前記マイクロ波ＥＭ放射を単一のチャネルに沿って別々にまたは同時に前記プローブに伝えるための共通信号経路に接続された出力とを有する合成回路を含み、
   前記マイクロ波チャネルは、前記マイクロ波チャネル上の別個の信号経路を前記ＲＦ ＥＭ放射から分離するように接続された導波管アイソレータを含む、電気外科手術装置。
2. 前記導波管アイソレータは、導電性入力セクションと、導電性出力セクションとを含み、前記導電性出力セクションは、前記入力セクションと噛合い、前記入力および出力セクションによって包囲された体積内に導波管のキャビティを規定し、前記導波管アイソレータはさらに、前記入力および出力セクションの間に配置されたＤＣ分離バリアを含み、
   前記共通信号経路上の出力は、信号導体および接地導体を含み、
   前記供給構造は、前記共通信号経路上の出力の前記接地導体と、前記導波管アイソレータの導電性入力セクションとの間に容量性構造体を含み、前記容量性構造体は、前記ＲＦ ＥＭエネルギの結合および前記マイクロ波ＥＭエネルギの漏れを阻止するように配置される、請求項１に記載の電気外科手術装置。
3. 前記容量性構造体は、前記ＤＣ分離バリアと、前記導波管アイソレータの前記入力セクション上に形成されたマイクロ波チョークとによって設けられる、請求項２に記載の電気外科手術装置。
4. 前記導波管アイソレータの前記内側セクションおよび前記外側セクションは円筒状体を規定し、前記マイクロ波チョークは、前記導波管アイソレータの前記内側セクションの前記遠位端から軸方向に延在する環状チャネルを含む、請求項３に記載の電気外科手術装置。
5. 前記ＤＣ分離バリアは、前記導波管アイソレータの前記内側セクションと前記外側セクションとの間に載置された剛性絶縁スペーサ要素を含む、請求項２〜４のいずれか１項に記載の電気外科装置。
6. 前記ＤＣ分離バリアは、前記剛性絶縁スペーサ要素との接合部における前記入力セクションの内面の一部分上に載置された絶縁膜を含む、請求項５に記載の電気外科手術装置。
7. 前記絶縁膜は、所定の距離だけ前記剛性絶縁スペーサ要素から離れて延在する、請求項６に記載の電気外科手術装置。
8. 前記容量性構造体は、前記導波管アイソレータと直列接続された同軸アイソレータを含む、請求項２に記載の電気外科手術装置。
9. 前記同軸アイソレータは５００Ｖ以上の耐電圧を有する、請求項８に記載の電気外科手術装置。
10. 前記同軸アイソレータは、入力同軸コネクタと、前記入力同軸コネクタと対向しかつ離間して配置された出力同軸コネクタとを含み、入出力コネクタの内部導体および入出力コネクタの外部導体は互いから絶縁される、請求項８または９に記載の電気外科装置。
11. 前記合成回路は、前記導波管アイソレータと一体化される、請求項１〜７のいずれか１項に記載の電気外科装置。
12. 共通信号経路に接続された出力は、前記導波管アイソレータの前記出力セクション上に載置された出力プローブを含み、前記出力プローブは、前記導波管アイソレータに延在して前記導波管アイソレータからの前記マイクロ波ＥＭエネルギを結合する結合導体を有し、前記第１の入力は、前記導波管アイソレータ上に載置されたＲＦコネクタを含み、前記ＲＦコネクタは、前記導波管のキャビティに延在して前記出力プローブの前記結合導体に電気的に接触する信号導体を有する、請求項１１に記載の電気外科手術装置。
13. 前記ＲＦコネクタの前記信号導体が前記結合導体上に電気接触する位置は調整可能である、請求項１２に記載の電気外科手術装置。
14. 前記合成回路は、マイクロストリップダイプレクサ回路を含む、請求項１〜１０のいずれか１項に記載の電気外科装置。
15. 前記ＲＦチャネルは、マイクロ波ＥＭ放射が前記ＲＦチャネル上の別個の信号経路に入るのを阻止するために、前記ＲＦチャネル上の別個の信号経路と前記合成回路との間に接続されたローパス、バンドパス、バンドストップ、またはノッチフィルタを含む、請求項１４に記載の電気外科装置。
16. 前記ローパス、バンドパス、バンドストップ、またはノッチフィルタは、前記マイクロストリップダイプレクサ回路と一体化される、請求項１５に記載の電気外科手術装置。
17. 前記合成回路への前記第１および第２の入力と前記合成回路からの出力とが、前記ＲＦ信号生成器およびマイクロ波信号生成器に関して電気的に浮動している、請求項１〜１６のいずれか１項に記載の電気外科装置。
18. 前記ＲＦ信号生成器からＲＦエネルギを受けるために接続された一次コイルと、前記ＲＦ信号を前記ＲＦチャネルに伝送するための二次コイルとを有する電圧変圧器を含み、前記電圧変圧器は、５ｋＶ以上のピーク電圧を有するＲＦパルスを出力するように配置される、請求項１〜１７のいずれか１項に記載の電気外科装置。
19. 前記マイクロ波チャネルは、前記マイクロ波信号生成器と前記導波管アイソレータとの間にシャントに接続されるスタブを含み、前記スタブは、前記マイクロ波ＥＭ放射の４分の１波長の奇数倍に等しい電気的長さを有する、請求項１〜１８のいずれか１項に記載の電気外科装置。
20. 前記合成回路は筐体内に位置し、前記プローブは、前記筐体に形成された出力ポートに接続可能である、請求項１〜１９のいずれか１項に記載の電気外科装置。
21. 前記合成回路から前記筐体を分離するために前記筐体の前記出力ポートにおいて絶縁スリーブを有する、請求項２０に記載の電気外科手術装置。
22. 前記ＲＦ ＥＭ放射および前記マイクロ波ＥＭ放射についてのエネルギ伝送プロファイルを選択するように動作可能なコントローラを含む、請求項１〜２１のいずれか１項に記載の電気外科装置。
23. 前記ＲＦチャネル上の電流および電圧をサンプリングし、前記サンプリングした電流および電圧から、前記電流および電圧の間の位相差を示すＲＦ検出信号を生成するための、ＲＦ信号検出器を含み、前記コントローラは、前記ＲＦ信号検出器と通信して前記ＲＦ検出信号を受け、前記ＲＦ検出信号に基づいて前記ＲＦ ＥＭ放射についての前記エネルギ伝送プロファイルを選択するように配置される、請求項２２に記載の電気外科装置。
24. 前記マイクロ波チャネル上の順方向パワーおよび反射パワーをサンプリングし、前記サンプリングしたパワーから、前記プローブによって伝送されるマイクロ波パワーの大きさおよび／または位相を示すマイクロ波検出信号を生成するための、マイクロ波信号検出器を含み、前記コントローラは、前記マイクロ波信号検出器と通信して前記マイクロ波検出信号を受け、マイクロ波検出信号に基づいてマイクロ波ＥＭ放射についてのエネルギ伝送プロファイルを選択するように配置される、請求項２２または２３に記載の電気外科装置。
25. 前記プローブの遠位端は、第２の導体から空間的に分離された第１の導体を含むバイポーラ放出構造を備え、前記第１および第２の導体は、
    それぞれ、伝導によって前記ＲＦ ＥＭ放射を送る能動電極および戻り電極の役割を果たし、かつ
    放射によって前記マイクロ波ＥＭ放射を送るアンテナまたはインピーダンス変圧器の役割を果たすように配置される、請求項１〜２４のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。
26. 前記第１の周波数は１０ｋＨｚ〜３００ＭＨｚの範囲の安定した固定周波数であり、前記第２の周波数は３００ＭＨｚ〜１００ＧＨｚの範囲の安定した固定周波数であり、前記第２の周波数は、前記第１の周波数より少なくとも１桁大きい、請求項１〜２５のいずれか１項に記載の電気外科装置。
27. 生物組織の切除のための電気外科手術装置ための分離回路であって、前記分離回路は、
    第１の周波数を有する高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）放射をＲＦチャネルから受けるように接続可能な第１の入力と、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放射をマイクロ波チャネルから受けるように接続可能な第２の入力と、前記ＲＦ ＥＭ放射および前記マイクロ波ＥＭ放射を共通信号経路に送るために前記第１および第２の入力と通信する出力とを有する合成回路と、
    前記ＲＦ ＥＭ放射から前記マイクロ波チャネルを分離するように接続された導波管アイソレータとを備え、
    前記導波管アイソレータは、導電性入力セクションと、導電性出力セクションとを含み、前記導電性出力セクションは、前記入力セクションと噛合い、前記入力および出力セクションによって包囲された体積内に導波管のキャビティを規定し、前記導波管アイソレータはさらに、前記入力および出力セクションの間に配置されたＤＣ分離バリアを含み、
    前記合成回路からの出力は、信号導体および接地導体を含み、
    前記分離回路は、前記合成回路からの出力の前記接地導体と、前記導波管アイソレータの導電性入力セクションとの間に容量性構造体を含み、前記容量性構造体は、前記ＲＦ ＥＭエネルギの結合および前記マイクロ波ＥＭエネルギの漏れを阻止するように配置される、分離回路。
28. 前記容量性構造体は、前記ＤＣ分離バリアと、前記導波管アイソレータの前記入力セクション上に形成されたマイクロ波チョークとによって設けられる、請求項２７に記載の分離回路。
29. 前記導波管アイソレータの前記内側セクションおよび前記外側セクションは円筒状体を規定し、前記マイクロ波チョークは、前記導波管アイソレータの前記内側セクションの前記遠位端から軸方向に延在する環状チャネルを含む、請求項２８に記載の分離回路。
30. 前記ＤＣ分離バリアは、前記導波管アイソレータの前記内側セクションと前記外側セクションとの間に載置された剛性絶縁スペーサ要素を含む、請求項２７〜２９のいずれか１項に記載の分離回路。

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