JP2022091850A - マイクロ波源が組み込まれた電気外科装置 - Google Patents

Abstract

【課題】電気外科器具であって、マイクロ波電力を得るための増幅器が、その電力を器具の遠位部分内に送出するための放射構造体と同じ領域に配置される電気外科器具を提供する。【解決手段】電気外科器具は外科スコープ装置（たとえば、内視鏡）の器具チャネルを通して挿入可能であってもよい。マイクロ波発生ラインアップ全体を器具内に組み込んでＤＣ入力電力のみが必要であるとしてもよい。したがって、既知の装置に存在するマイクロ波電力損失及び付随する欠点を回避することができる。増幅器をワイドバンドギャップ半導体材料（たとえば、ＧａＮ及びＧａＮ系合金）を用いて製造してもよい。これらの材料によって、ＲＦ及びマイクロ波周波数で作動する装置を製造することができる。【選択図】図３

Description

［発明の分野］
本発明は、マイクロ波エネルギーを用いて生体組織を処置するための電気外科装置に関する。特に、生体組織を切除するのに十分な電力を発生させることができる電気外科装置に関する。本発明は、外科スコープ装置（たとえば、内視鏡、胃鏡、気管支鏡など）を用いる手技において特定の用途を見出し得るが、原理は、腹腔鏡及び開腹処置で用いる装置に等しく適用される。

生体組織の処置においてマイクロ波エネルギーを用いることは良く知られている。しかし、マイクロ波エネルギーを厳密に制御して送出することは依然として問題であり、これは主に、マイクロ波源と、組織と接触しているアプリケータ構造との間の損失の影響が原因である。これらの影響は、外科スコープ装置を用いる低侵襲処置において特に問題となる可能性がある。このような装置では、発電機は通常、患者の外側に配置される。すなわち、高電力処置信号を器具コードの長さに沿って伝えることが、信号が処置領域で利用できる前に必要である。器具コード内で損失が発生すると望ましくない腔内加熱が生じる可能性があり、結果として処置領域で利用可能な電力が制限され、その結果、処置時間が長くなる。

ＵＳ９，０２３，０２５には、マイクロ波増幅器が電気外科器具の柄部内に取り外し可能に取り付けられた電気外科システムが開示されている。

最も一般的には、本発明は、少なくともマイクロ波信号発生ラインアップの出力段を電気外科器具の遠位部分に組み込むことを意図している。言い換えれば、本発明によって、マイクロ波電力を得るための主増幅器がその電力を送出するための放射構造体と同じ領域に配置される電気外科器具が提供される。

本発明は基本的にワイドバンドギャップ半導体材料（たとえば、ＧａＮ及びＧａＮ系合金）の開発に基づいている。これらの材料によって、ＲＦ及びマイクロ波周波数で作動する装置を製造することができる。特に、ＡｌＧａＮ／ＧａＮ電力高電子移動度トランジスタ（ＨＥＭＴ）によって、電気外科用に利用できる出力電力性能が著しく向上したことが分かっている。

ＧａＮＨＥＭＴは材料バンドギャップが大きい。このため、ＧａＮＨＥＭＴは高ドレイン電圧及び高電力密度（すなわち、１０Ｗ／ｍｍ^３以上）で動作することができる。この結果、より小さい装置を用いて所定の電力密度を達成すること、及びそれを様々な放射構造体に組み込むことができる。たとえば、ＥＳＤ／ＥＭＲ手技用または自然開口部を通して飲み込むかまたは挿入することができる小型カメラに組込み用の放射スパチュラ形状構造である。

いくつかの実施形態では、マイクロ波発生ラインアップ全体を器具に組み込むことができるため、ＤＣ電力だけを導入すればよい。したがって、既知の装置に存在するマイクロ波電力損失及び付随する欠点を回避することができる。

本発明によれば、生体組織を切除するための電気外科器具であって、処置すべき生体組
織に接触するための組織処置部を含み、組織処置部は、生体組織を切除するのに適したマイクロ波エネルギーを発生させるように配置された電力増幅器を含むマイクロ波電源と、マイクロ波電源に接続された放射構造体であって、マイクロ波エネルギーを生体組織内に送出するように構成された放射構造体と、を含む電気外科器具が提供され得る。したがって、処置用にマイクロ波電力を発生させるための装置が放射構造体とともに配置されている。その結果、高電力信号を生体組織内に送出する前に、高電力信号を運ぶ必要がある距離を最小限にすることができる。

組織処置部はより大きい器具の一部分であってもよい。たとえば、器具は、器具の動作を保持及び／または制御するための柄部を含んでいてもよい。柄部を１つ以上のケーブルによって組織処置部に接続して、たとえば、後述するように、制御信号を移送してもよいしまたは器具を配向または調整するために機械的力を伝達してもよい。場合によっては、これらのケーブルは、たとえば器具を外科スコープ装置とともに用いるべきときには、長くてもよい。組織処置部内に電力増幅器を設けることによって、本発明では、柄部と放射構造体との間で高電力マイクロ波信号を運ぶ必要がないことが確実になる。

電力増幅器は、ワイドバンドギャップ半導体トランジスタ（たとえば、ＧａＮ系ＨＥＭＴ）を含んでいてもよい。入力信号と出力マイクロ波エネルギーとの間での電力の効率的な移送を確実にするために、電力増幅器はクラスＦデザインを有していてもよい。

組織処置部内のマイクロ波電源は、電力増幅器を駆動するための発電機回路を含んでいてもよい。原理的には、この回路を他の場所（たとえば、柄部内）に配置することができるが、電力変換効率を最大にするために組織処置部内に設けることが望ましい。

発電機回路は、ＤＣ入力信号を受け取ってマイクロ波周波数信号を発生させるように配置された発振器と、マイクロ波周波数信号を受け取って電力増幅器に対する入力信号を発生させるように配置されたドライバ増幅器と、を含んでいてもよい。発振器は電圧制御発振器（ＶＣＯ）または誘電体共振発振器（ＤＲＯ）であってもよい。ドライバ増幅器は任意の好適なＭＭＩＣデバイスであってもよい。発電機回路は、発振器に対する出力をパルス状にするための信号変調器（たとえば、スイッチ）を含んでいてもよい。ある例では、マイクロ波エネルギーのパルスを用いて電力増幅器を駆動することが望ましい場合がある。変調器をこれらのパルスを制御するために設けてもよい。発電機回路は、信号減衰器を、たとえばドライバ増幅器の前に備えて、電力増幅器に対する入力信号の大きさを制御できるようにしてもよい。

組織処置部は、電源を、たとえばＤＣ入力信号を与えるために含んでいてもよい。電源が組織処置部の一部であることは必須でなくてもよい。たとえば前述した柄部内に配置してもよい。しかし組織処置部内に電源を含むことによって、本発明を、患者の身体内に十分に挿入するかまたは他の方法で導入することができる（すなわち、外側部分への物理接続を維持する必要がない）完全なスタンドアロンデバイスとして具体化してもよい。たとえば、本発明は内視鏡検査カプセルなどとして具体化してもよい。

電源はＤＣ電力を与えるための電池であってもよい。たとえば、電源は電池（たとえば、リチウムイオン電池）、スーパーキャパシタ、または燃料電池を含んでいてもよい。その代わりにまたはそれに加えて、電源は、外部電源からの電力と誘導または磁気カップリングするためのカップリングユニットを含んでいてもよい。

組織内へのエネルギー送出の効率をさらに向上させるために、電力増幅器を可変伝送線によって組織処置部内の放射構造体に接続してもよい。伝送線は、任意の好適な構造を有していてもよく、同軸線、またはマイクロストリップベースの構造であってもよい。構造
の可変性を、伝送線が調整可能な電気長を示すことができるようにすることによって提供してもよい。

一実施形態では、可変伝送線は、軸方向に伸縮可能な同軸構造（たとえば、互いに対して軸方向に動くことができる２つの別個の嵌合する同軸セクションを有する）を含んでいてもよい。同軸セクションは、伝送線がその長さを調整する機能を維持するために、軸方向に伸張可能な誘電体材料と伸縮可能な伝導性部分とを含んでいてもよい。

別の実施形態では、電力増幅器は、可変伝送線の電気長を調整するために可変伝送線に沿って放射構造体に対して移動可能であってもよい。

組織処置部をスリーブによって囲んで、たとえば、マイクロ波電源部品を保護してもよい。スリーブを引っ込めて放射構造体を露出してもよい。

放射構造体は、生体組織内にマイクロ波電力を発射するための任意の好適なアンテナを含んでいてもよい。放射構造体は二極であってもよい。すなわち、第１の伝導体と第２の伝導体とを含み、これらがマイクロ波エネルギーに対するアンテナとして働くように誘電体材料によって分離されていてもよい。放射構造体は同軸構造またはマイクロストリップベースの構造であってもよい。たとえば、放射構造体はダイポールアンテナ、スロット付アンテナなどを含んでいてもよい。

本発明の器具を外科スコープ装置と共に用いることに具体的に適合させてもよい。たとえば、器具は、フレキシブルシャフトを介して組織処置部に接続された柄部を含んでいてもよく、組織処置部は、外科スコープ装置の器具チャネルを通して挿入するのに適した（たとえば、フィットするように寸法取りされた）遠位端アセンブリを形成している。

本発明の器具は広範囲の処置において応用例を見出し得る。たとえば、胃腸管を用いることに適した組織切除装置内で用いてもよい。放射構造体は腫瘍切除に適した全方位アンテナであってもよい。前述のように、器具はＧＩ管において視認及び切除するためのカプセルまたはピルカメラの一部であってもよい。本発明は、骨（または他の場所）内に挿入するための埋め込み可能な装置、特に外部供給源から作動することができる実施形態において用途を見出し得る。これらの埋め込んだ装置を用いて、腫瘍の成長を制御してもよいし、または組織の重量が通常よりも高速度で増大する他の状態を制御してもよい。ここでの１つの特定の用途は、脳腫瘍の成長を制御することである。

本明細書では、「マイクロ波」を大まかに用いて、４００ＭＨ～１００ＧＨｚの周波数範囲、しかし好ましくは１ＧＨ～６０ＧＨｚ範囲を示し得る。考慮し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。

同様に、「伝導体」または「伝導性」材料に言及する場合、本明細書では、文脈上別の意味を意図していることが明らかである場合を除いて、電気伝導性を意味すると解釈すべきである。

本発明の実施形態について添付図面を参照して以下に説明する。

本発明の実施形態とともに用いるための電気外科システムを示す概略図である。 本発明の実施形態である組み込まれたマイクロ波源を有する遠位端アセンブリを示す概略図である。 図２の遠位端アセンブリ内の部品の概略図である。 本発明の実施形態で用いることができる可変伝送線の動作を例示する概略側面図である。 本発明の実施形態で用いることができる可変伝送線の動作を例示する概略側面図である。 本発明の実施形態で用いることができる可変同軸伝送線の動作を例示する概略的な断面図である。 本発明の実施形態で用いることができる可変同軸伝送線の動作を例示する概略的な断面図である。 本発明の実施形態で用いることができる出力段例における部品を示す概略図である。 本発明の実施形態で用いることができる放射構造体の概略的な断面図である。

さらなる選択肢及び選好
図１は、本発明を用いてもよい電気外科システム１００の概略図である。

システムは外科スコープ装置１１４（たとえば、内視鏡、胃鏡、腹腔鏡など）を含んでいる。外科スコープ装置１１４は、複数の入力ポートと器具コード１２０が延びる出力ポートとを有する本体１１６を含む。器具コード１２０は、複数の内腔を囲む外部ジャケットを含んでいる。複数の内腔は本体１１６から器具コード１２０の遠位端へ種々の事柄を伝える。複数の内腔のうちの１つは器具（作業）チャネルである。フレキシブルシャフト１１２が、器具（作業）チャネルの全長に沿って挿入可能である。他の内腔は、光放射を伝えるためのチャネルを含んで、たとえば、遠位端に照明を与えるかまたは遠位端から画像を収集してもよい。本体１１６は、遠位端を視認するためのアイピース１２２を含んでいてもよい。遠位端に照明を与えるために、光源１２４（たとえば、ＬＥＤなど）を照明入力ポート１２６によって本体１１６に接続してもよい。

フレキシブルシャフト１１２の近位端には柄部１０６がある。柄部１０６は、流体送出装置１０８（たとえば、注射器）から流体供給１０７を受け取るために接続してもよいが、この必要性は不可欠ではない。必要ならば、柄部１０６は、器具制御メカニズムであって、引き金１１０をスライドすることによって、たとえば、１つ以上の制御ワイヤまたはプッシュロッド（図示せず）の長手方向（前後）の動きを制御するように動作可能な器具制御メカニズムを収容することができる。複数の制御ワイヤがある場合、完全制御を得るために柄部上に複数の滑り引き金があってもよい。

フレキシブルシャフト１１２の遠位端には、遠位側アセンブリ１１８（図１では一定の比率で描かれてはいない）がある。遠位側アセンブリ１１８は、外科スコープ装置１１４の器具チャネルを通過して、器具コード１２０の遠位端で突出する（たとえば、患者内部で）ように成形されている。遠位端アセンブリは、生体組織内にマイクロ波エネルギーを送出するための能動チップを含んでいる。これについては以下でより詳細に述べる。

遠位側アセンブリ１１８の構造を、最大外径が２．０ｍｍ以下、たとえば、１．９ｍｍ未満（より好ましくは、１．５ｍｍ未満）となるように配置してもよく、フレキシブルシャフトの長さを１．２ｍ以上とすることができる。

本体１１６は、フレキシブルシャフトに沿って（たとえば、好適なリード線を用いて）遠位端アセンブリ１１８にＤＣエネルギーを送出するように接続されたＤＣ電源１２８を
含んでいてもよい。ＤＣ電源は、本体１１６内に取り付けられた電池（たとえば、リチウムイオン電池）、スーパーキャパシタ、または燃料電池であってもよい。別の例では、ＤＣ電源１２８は、遠隔電源（図示せず）から装置内にエネルギーを誘導または磁気カップリングするために配置されたカップリングユニットであってもよい。この場合、カップリングユニットは、カップリングされたエネルギーからＤＣ信号を得るために内部の整流及びフィルタリングを含んでいてもよい。

さらに他の例では、ＤＣ電源は遠位端アセンブリの一部であってもよく、この場合、器具チャネルに沿って延びるリード線は必要ではない。

少なくとも器具コード１２０の遠位端の位置を制御することが望ましい場合がある。本体１１６は、１つ以上の制御ワイヤ（図示せず）によって器具コード１２０の遠位端に機械的にカップリングされた制御アクチュエータ１３０を含んでいてもよい。制御ワイヤは器具コード１２０を通して延びている。制御ワイヤは器具チャネル内を進んでもよいしまたはその独自のチャネル内を進んでもよい。制御アクチュエータ１３０は、レバーもしくは回転可能なノブ、または任意の他の知られたカテーテル操作装置であってもよい。器具コード１２０の操作を、たとえば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像から集められた仮想３次元マップを用いて、ソフトウェア支援してもよい。

図２に、本発明の実施形態である電気外科器具を組み込む遠位端アセンブリ１１８を示す。本発明の電気外科器具の特徴は、マイクロ波エネルギーをその場で発生させる部品を有するため、フレキシブルシャフトに沿ってマイクロ波信号を伝える必要がないことである。したがって、遠位端アセンブリ１１８は、発電機回路１３２と出力段１３４とを有するマイクロ波発電機ラインアップ１３１を含んでいる。出力段１３４は、ＧａＮ系トランジスタ（たとえば、高密度ＧａＮＨＥＭＴデバイス）を含んでいる。マイクロ波発電機ラインアップ１３１は、伝送線１３６を介して放射構造体１３８に接続されている。後述するように、伝送線１３６は、マイクロ波発電機ラインアップから放射構造体１３８への電源供給の効率を向上させるように調整可能であってもよい。

遠位端アセンブリ１１８をジャケットまたはスリーブ１４０に入れてもよい。これによって、遠位端アセンブリの部品を、器具チャネルに沿って挿入するときに保護してもよい。スリーブ１４０は、装置上に直接形成されたポリマーのオーバーモールドであってもよいし、または堆積された絶縁コーティングであってもよい。

図２では、スリーブ１４０は開口端を有すると示している。放射構造体１３８が組織と直接接触していることが望ましい場合、開いたスリーブを用いてもよい。また、遠位端アセンブリが高周波（ＲＦ）エネルギーを送出するようにも構成され、直接の組織接触を有することが望ましい場合にも、開口スリーブは有用であり得る。

しかし、開いたスリーブを有することは必須である必要はない。たとえば、ジャケットは閉じた遠位端を有していてもよい。組織と内部部品との間に障壁を形成するためにジャケットを完全にシールしてもよい。遠位端を成形して、たとえば、装置の位置決めまたは出力フィールドの成形を助けてもよい。

発電機回路１３２の近位側には、ＤＣ電源１２８から発電機回路にＤＣ電力を伝えるための他のインターフェース回路及び／またはケーブル（たとえば、ケーブル１４２）があってもよい。前述したように、ＤＣ電源１２８は、スコープ装置の本体１１６内にあってもよいし、または遠位端アセンブリ１１８の一部であってもよい。

マイクロ波発電機ラインアップ１３１に対する回路全体をフレキシブル基板上に実装し
てもよい。これによって、遠位端アセンブリ１１８を可撓性にし得る。その結果、遠位端アセンブリ１１８を、必要に応じて、曲げること、湾曲させること、または所定の形状（すなわち平坦、円筒）に変形することが可能になる。

図３は、マイクロ波発電機ラインアップ１３１のさらなる部品を示す概略図である。発電機回路１３２は、マイクロ波信号（たとえば、１ＧＨｚ以上、好ましくは５．８ＧＨｚ以上の周波数を有する）を出力するための発振器１４４を含んでいる。発振器１４４は電圧制御発振器（ＶＣＯ）または誘電体共振発信器（ＤＲＯ）であってもよい。発振器１４４は、前述したＤＣ電力を入力として受け取ってもよい。発振器１４４からの出力を変調器１４６によってパルス状にしてもよい。発振器１４４からの出力をドライバ増幅器１４８に与える。ドライバ増幅器１４８は、出力段１３４に対する入力信号を発生させるために配置されている。ドライバ増幅器１４８は任意の好適なＭＭＩＣデバイスであってもよい。ラインアップは、出力段１３４に送出される信号の振幅を制御するための減衰器（図示せず）を含んでいてもよい。出力段１３４自体は、バイアス回路１５０と、電力増幅器として構成されたＧａＮ系トランジスタ１５２とを含んでいてもよい。出力段は、放射構造体から反射して戻る信号から出力段部品を保護する回路（図示せず）を含んでいてもよい。たとえば、サーキュレータをＧａＮ系トランジスタからのフォワードパス上に取り付けてもよい。サーキュレータによって、反射電力をダンプ負荷に対して迂回させてもよい。しかし、この保護構造は必須ではない。なぜならば、ＧａＮベースの構造は対処するのに十分堅固にすることができるからである。

図３に、発振器１４４と変調スイッチ１４６とが遠位端アセンブリ１１８の一部である実施形態を例示する。これは必須である必要はない（望ましいけれども）。たとえば、発振器１４４と変調スイッチ１４６とを外科スコープ装置の本体１１６内にまたは本体１１６に配置してもよい。別の例では、発電機回路１３２全体（すなわち、ドライバ増幅器１４８を含む）を遠位端アセンブリから近距離に（たとえば、本体１１６内に）配置してもよい。したがって、出力段１３４に対する入力信号を器具チャネルに沿って送信してもよい。

説明するために、一例では、出力電力が１０ｄＢｍ（１ｍＷ）のＤＲＯとゲインが２０ｄＢのＭＭＩＣとが、スコープ装置の本体内に配置されていてもよい。このシナリオではたとえケーブルの挿入損失が１０ｄＢであっても、遠位端アセンブリでは依然として２０ｄＢｍ（１００ｍＷ）が利用可能である。この例では、出力段は、第２のＭＭＩＣと、それに続いてＧａＮ系トランジスタ１５２を含んでいてもよい。第２のＭＭＩＣのゲインが１０ｄＢで、高密度ＧａＮデバイスのゲインが１０ｄＢである場合、送出に利用できるのは４０ｄＢｍ（１０Ｗ）である。

伝送線１３６は、出力段１３４で発生したマイクロ波電力を放射構造体に伝えるための任意の好適な構造であってもよい。たとえば、同軸（導波路を含む）構造とマイクロストリップ構造との両方を用いてもよい。これについては以下に詳細に説明する。

伝送線１３６によって、インピーダンス整合機能が与えられて、放射構造体へのエネルギー送出の効率が向上し得る。たとえば、オンボードまたはその場での整合を、負荷（おそらく放射構造体を含む）と出力段（たとえば、高密度ＧａＮ装置の出力接合部）との間の距離（たとえば、部分または波長または位相における）を変えることによって実現してもよい。この例では、ラインの長さによって負荷を単位伝導度円上に動かした時点で、サセプタンスをゼロにするように並行に接続された変数または配置されたシャントスタブを提供してもよい。

別の例では、伝送線は、インラインまたは直列接続の４分の１波長変成器であってもよ
い。この構造によって、負荷の実際のインピーダンスが、ＧａＮトランジスタの出力の複素インピーダンスの実部と整合する。

伝送線に対して用いることができる同軸ベースの構造（非同軸導波路、たとえば正方形導波路を含む）の例は以下のようであってもよい。

（ａ）短尺構造（たとえば、長さが波長の１０分の１以下である）。この結果、より長い任意の長さの線と比べて、（伝送線及び出力段インピーダンスが非同一ならば）損失が最小限でインピーダンス不整合が小さい。

（ｂ）４分の１波長（または４分の１波長の奇数倍）伝送線を用いてもよい。伝送線の幾何学的形態を、伝送線のインピーダンスが出力段と放射器との間のインピーダンス変成器として働くように選んでもよい。この結果、非理想的な負荷に対する整合が向上するであろう。

（ｃ）２分の１波長（または２分の１波長の奇数倍）伝送線を用いてもよい。この結果、（出力段と伝送線との間のインターフェースにおける）出力段によって観察されるインピーダンスは、放射構造体の入力インピーダンスと実質的に同等である。その結果、伝送線のインピーダンス（及び幾何学的形態）の制約が減る。

また、前述の同軸ベース伝送線の同じ原理が、マイクロストリップ、ストリップライン、または同一平面上にあるライン構造に基づいた伝送線に適用され得る。

整合に役立つことができるように伝送線に適合することは、伝送線の対向する端部にある部品間の相対的な軸方向運動を可能にして、その結果、伝送線の有効長を変えることによって実現することができる。

一例では、これを、スリーブ１４０内の１つ以上の内部部品の放射構造体１３８に対する軸方向運動を可能にすることによって行うことができる。このような動きは、遠位側伝送線１３６内（すなわち、出力段１３４と放射構造体１３８との間）の滑りまたは伸縮継手（締まり嵌めまたはハンダ付けされたフレキシブル伝導体）によって可能にすることができる。

図４Ａ及び４Ｂに、調整可能な伝送線の一例を示す。この例では、伝送線１３６は、誘電体材料１５８の層上に形成された上方の伝導体１５４と下方の伝導体１５６とを有するマイクロストリップ構造である。放射構造体１３８は伝送線１３６の遠位端１６０に接続されていると概略的に示す。この接続は固定してもよい。

出力段１３４は伝送線１３６の近位端１６２に取り付けられている。フレキシブルリード線１６４、１６６が、出力段の当該部品を上方の伝導体１５４と下方の伝導体１５６とにそれぞれ接続するために設けられている。

出力段１３４は、伝送線１３６に沿って放射構造体１３８に対してスライドするように適合されている。伝送線１３６との電気接続が不要な場所で生じることを防止するために、絶縁層１６７を出力段１３４上に設けてもよい。動きを制御するための好適なメカニズムについて以下に述べる。

図４Ｂに示すように、出力段１３４が伝送線１３６に沿ってスライドすると、リード１６４が第１の伝導体１５４に接続する位置が変わる。この動きによって、位相の変化が、放射構造体１３８に対する伝送線長さの有効な変化に起因して可能になる。その結果、イ
ンピーダンスを純粋に実数（すなわち、リアクタンス（容量または誘導成分）がない）にシフトすることができる。インピーダンス整合が向上すると、発電機回路からのエネルギーを放射構造体により効率的にカップリングすることができ、したがって放射構造体を囲む組織により効率的にエネルギーを送出することができる。

図５Ａ及び５Ｂに、同軸伝送線の長さを変えるために用いることができるスライド同軸変成器接合部の断面図を示す。この例では、伝送線１３６は、遠位部分１６８及び近位部分１７０から形成された内部伝導体を有する同軸構造を含む。これらの部分は、互いに対して軸方向にスライドする相互嵌合要素を有するため、伝導性経路を破壊することなく内部伝導体の長さを変えることができる。図示した具体例では、遠位部分は雄要素１７２を有し、これは近位部分１７０における雌要素１７４とはまり合う。

軸方向に伸張可能な誘電体材料１７６（たとえば、バネ、発泡体などから形成されている）によって、内部伝導体が同軸の外部伝導体１７８から分離されている。外部伝導体１７８は、内部伝導体の遠位部分１６８及び近位部分１７０に対応してこれらと共に動く２つの部分である。伝導性シース１８０が外部伝導体の部分間の接合部上に位置していて、伝導性経路が維持されることを確実にしている。同軸変成器の外部伝導体１７０及びシース１８０は可撓性であってもよいしまたは剛性であってもよい。代替的な実施形態では、外部伝導体１７０はコイルバネまたは編組バネを含んでいて、間隙１８２が開いたときにバネが延びて伝導性経路を維持するようになっていてもよい。この構造によって、インピーダンス整合を容易にすることが、たとえば、幾何学的形態と内部及び外部伝導体間の間隔とに対するより大きな変化を可能にすることで可能になる。

図５Ｂに示すように、伝送線が軸方向に伸びると（たとえば、近位部分１７０を近位方向に引くことによって）、遠位及び近位部分が引き離されて、誘電体材料１７６が間隙１８２内に伸張して伝送線構造の完全性が維持される。

こうして、図５Ａ及び５Ｂに示す構造は折り畳み式の４分の１波長変成器を形成する。
他の例では、伝送線はマイクロストリップ構造及び同軸ベース構造の両方を含んでいてもよい。

軸方向運動の制御を、たとえば、操作者が柄部１０６上のスライダー１１０を用いて内部または外部のプッシュ／プルワイヤまたはスリーブをスライドすることによって機械的に行ってもよい。代替的に、軸方向運動をたとえば電子機械スイッチを用いて電気的に駆動してもよい。正確な動きを、マイクロステッピングモーターまたは同様のものを用いることによって実現してもよい。これらは、スコープ装置の本体１１６における柄部１０６内に取り付けることができる。

図６は、本発明の一実施形態で用いることができる出力段１３４内の部品の概略図である。前述したように、出力段１３４は、高密度ＧａＮ系ＨＥＭＴ１５２を発電機回路１３２から受け取る入力信号に対する増幅器として用いる。任意の好適な増幅器構成を用いてもよいが、従来のクラスＡ、Ｂ、Ａ－Ｂ、またはＣ以外の方式を用いて出力トランジスタ１５２をバイアスして、ＤＣからマイクロ波電力への変換効率を最適化することが望ましい場合がある。

特に、ＤＣ電源も遠位端アセンブリ内に（たとえば、スタンドアロン電池としてかまたは外部供給源からエネルギーを引き出すためのカップリングユニットとして）配置した場合、装置を、電力付加効率（ＰＡＥ）がその理論限界近くまであるように構成することが望ましい場合がある。図６に出力段１３４を示す。これはクラスＦバイアシング構造を設定することによって実現される。この構造は、最大で９０％ＰＡＥを達成でき得る。一例
では、物理長が周波数の波長の１／１２に設定されたオープンスタブをトランジスタの出力に取り付ける。この配置によって、動作の効率が、ドレイン電圧及びドレイン電流の波形に作用することによって増加し得る。理想的なシナリオでは、ドレイン電圧が最大であるときにゼロ出力電圧が望まれるか、またはドレイン電流が最大であるときにゼロ電流が望まれる。これによって、ＧａＮデバイス内に散逸する電力が、ドレインからソースに流れる電流とドレイン－ソース接合部にかかる電圧とに関係づけられることが確実になる。

図６のクラスＦ構造は、第１の共振回路（たとえば、ＬＣまたはタンク回路）１８４をＧａＮ系ＨＥＭＴ１５２に対する入力に設け、第２の共振回路１９０をその出力に設けている。各共振回路１８４、１９０は、対応する整合回路１８６、１８８（たとえば、直列ＬＣ回路）を有している。装置は、クラスＢ動作と同様の方法で、カットオフ付近またはカットオフにおけるバイアスである。

ＤＣに対する出力において、また入力における入力マイクロ波信号において生成されるマイクロ波電力量の点で効率を増加させるために、標準的な線形クラスＡ方式（すなわち、クラスＢ、ＡＢ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、またはＦ）以外の方式を用いてＧａＮ装置を動作させることが望ましい。

増幅器の効率は、設計で用いるトランジスタの特性によって制限される。クラスＦデザインを用いた場合、１００％効率を達成することが理論的に可能であるが、これはトランジスタが理想的な電流源であることを想定している。実際には、クラスＦ配置を用いて最大で１０％の電力付加効率（ＰＡＥ）を達成することが可能なはずである。

第２の共振回路１９０は、偶数高調波に対する短絡回路（すなわち２ｆ_０における短絡回路、ｆ_０は回路の共振周波数）として、また奇数高調波に対する開回路（すなわち３ｆ_０における開回路）として現れる負荷に基づいて出力波形を成形するように構成されている。したがって、ドレイン電圧波形は矩形波に向けて成形されるが、ドレイン電流は半波正弦波形と類似するように成形される。

第１の共振回路１８４は、装置が確実に矩形波パルスによって駆動されることを助ける。

図２に概略的に示す放射素子１３８は、マイクロ波エネルギーの送出に適した任意の形態を取ってもよい。放射素子１３８は二極であってもよい。すなわち第１の伝導体と第２の伝導体とを含み、これらが生体組織内にマイクロ波エネルギーを放射するためのアンテナとして働くように配置されていてもよい。外科スコープ装置の器具チャネルの挿入に適したこのタイプの構造としては、スパチュラタイププローブ（たとえば、ＷＯ２０１１／０１００８９、ＷＯ２０１２／０９５６５３、及びＷＯ２０１４／００６３６９に記載されたもの）が挙げられる。代替的に、ダイポールまたはスロット付アンテナを用いることができる。誘電体放射器（たとえば、ＷＯ２００８／０４４０１３に開示されたものと同様）を用いてもよい。

図７は、生体組織内にマイクロ波エネルギーを送出するために遠位側アセンブリ１１８内で用いることができる放射構造体２００の遠位端の断面図である。放射構造体２００は同軸ケーブル２０２を含んでいる。同軸ケーブル２０２は、その近位端において前述の伝送線構造に接続されていて、出力段からマイクロ波エネルギーを受け取る。同軸ケーブル２０２は内部伝導体２０６を含む。内部伝導体２０６は第１の誘電体材料２１０によって外部伝導体２０８から分離されている。同軸ケーブル２０２は好ましくは、マイクロ波エネルギーに対して低損失である。チョーク（図示せず）を同軸ケーブル上に設けて、遠位端から反射されるマイクロ波エネルギーの逆伝播を抑制し、したがって装置に沿って生じ
る後加熱を制限してもよい。

同軸ケーブル２０２はその遠位端において放射チップセクション２０４で終了する。この実施形態では、放射チップセクション２０４は、外部伝導体２０８の遠位端２０９の前で延びる内部伝導体２０６の遠位伝導性セクション２１２を含んでいる。遠位伝導性セクション２１２は、その遠位端において、第２の誘電体材料から形成された誘電体チップ２１４によって囲まれている。第２の誘電体材料は、第１の誘電体材料２１０と同じにすることもできるし、または異なるものにすることもできる。誘電体チップ２１４の長さは遠位伝導性セクション２１２の長さよりも短い。

同軸ケーブル２０２と放射チップセクション２０４とは、それらの最表面上に生体適合性の外部シース（図示せず）が形成されていてもよい。外部シース２１８は生体適合性材料から形成してもよい。

誘電体チップ２１４は任意の好適な遠位形状（たとえば、ドーム形状、円筒形、円錐形などのうちのいずれか）であってもよい。滑らかなドーム形状が好ましい場合がある。なぜならば、小さいチャネルを通して移動させたときに、アンテナの可動性が増すからである。

図７に示す放射構造体２００は同軸構造に基づいているが、これは必須である必要はない。たとえば、放射構造体は平坦で、マイクロストリップタイプ構造上に形成してもよい。代替的に、放射構造体を、伸張可能な下部構造、たとえば膨張可能なバルーンまたは鉗子型ヒンジ構造（たとえば、ＷＯ２０１５／０９７４７２に開示されたもの）上に形成してもよい。

放射構造体が送出するマイクロ波エネルギーは、電力レベルが組織切除に適し得る。これは、本発明の電気外科的発明の主な用途であり得る。しかし、器具は、たとえば装置の遠位端における組織の特性を測定するために、より低い電力レベルで動作してもよい。

一例では、装置を、測定の場合に切除の場合よりも高い周波数値で動作するように配置してもよい。たとえば、切除を５．８ＧＨｚで行ってもよく、一方で測定を６０ＧＨｚまたは７７ＧＨｚで行ってもよい。これらの高い周波数によって高感度測定を得ることができる。遠位端アセンブリ内にマイクロ波源を組み込むことによって、ケーブル曲がり及びたわみが原因の位相及び大きさの変動によって生じる測定の不確かさが回避される。

より高い周波数測定信号がオフ切発振器１４４からの低電力信号とカップリングオフすることによって得られて、信号を混合して測定用の周波数にすることができるように選択された周波数を有する別個の局所的な発振器が提供され得る。この配置によって、切除及び測定を同時に行うことができる場合がある。

Claims (15)

1. 生体組織を切除するための電気外科器具であって、処置すべき前記生体組織に接触するための組織処置部を含み、前記組織処置部は、
   生体組織を切除するのに適したマイクロ波エネルギーを発生させるように配置された電力増幅器を含むマイクロ波電源と、
   前記マイクロ波電源に接続された放射構造体であって、前記マイクロ波エネルギーを前記生体組織内に送出するように構成された前記放射構造体とを含む、前記電気外科器具。
2. 前記電力増幅器はワイドバンドギャップ半導体トランジスタを含む、請求項１に記載の電気外科器具。
3. 前記電力増幅器はＧａＮ系ＨＥＭＴを含む、請求項１または２に記載の電気外科器具。
4. 前記電力増幅器はクラスＦデザインを有する、いずれかの先行請求項に記載の電気外科器具。
5. 前記マイクロ波電源は前記電力増幅器を駆動するための発電機回路を含む、いずれかの先行請求項に記載の電気外科器具。
6. 前記発電機回路は、
   ＤＣ入力信号を受け取ってマイクロ波周波数信号を発生させるように配置された発振器と、
   前記マイクロ波周波数信号を受け取って前記電力増幅器に対する入力信号を発生させるように配置されたドライバ増幅器とを含む、請求項５に記載の電気外科器具。
7. 前記組織処置部は電源を含む、いずれかの先行請求項に記載の電気外科器具。
8. 前記電源はＤＣ電力を発生させるための電池である、請求項７に記載の電気外科器具。
9. 前記電源は、外部電源からの電力と誘導または磁気カップリングするためのカップリングユニットを含む、請求項７に記載の電気外科器具。
10. 前記電力増幅器は前記放射構造体に可変伝送線によって接続されている、いずれかの先行請求項に記載の電気外科器具。
11. 前記可変伝送線は調整可能な電気長を有する、請求項１０に記載の電気外科器具。
12. 前記可変伝送線は軸方向に伸縮可能な同軸構造を含む、請求項１０または１１に記載の電気外科器具。
13. 前記電力増幅器は、前記可変伝送線の前記電気長を調整するために、前記可変伝送線に沿って前記放射構造体に対して移動可能である、請求項１０または１１に記載の電気外科器具。
14. 前記組織処置部はスリーブによって囲まれている、いずれかの先行請求項に記載の電気外科器具。
15. フレキシブルシャフトを介して前記組織処置部に接続された柄部を含み、
    前記組織処置部は、外科スコープ装置の器具チャネルを通して挿入するのに適した遠位
    端アセンブリを形成する、いずれかの先行請求項に記載の電気外科器具。

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