JP5768140B2 - 高周波およびマイクロ波を伝送するための電気外科手術装置 - Google Patents

Description

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であり、および／または、ガス流とともに、ＲＦエネルギおよびマイクロ波周波数エネルギを用いて、組織の切断または殺菌に使用し得るプラズマを生成し維持することが可能な、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の、肝臓または脾臓等の血管が非常に多い器官の一部を除去する１つの手段である。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。

たとえば、Hemostatix（登録商標）Thermal Scalpel System（http://www.hemostatix.com）は、鋭いブレード（刃）を止血システムと組合せている。このブレードは、プラスチック材料でコーティングされ、ブレードの温度を制御する加熱装置に接続される。その目的は、加熱したブレードにより、組織の切断時に組織を焼灼することである。

これ以外の、切断と止血を同時に行なう周知の装置は、ブレードを使用しない。こういった装置の中には、組織の切断および／または凝固のために高周波（ＲＦ）エネルギを用いる装置がある。その他の装置、たとえば高調波メスは、高速で振動するチップを用いて組織を切断し、ある程度の凝固を生じさせることが可能である。

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。肝臓等の血管が多い器官には、ヒートシンク効果もある。大量の流体がその組織を通ってかん流するからである。

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。

肝臓は血管が非常に多く、体内の他の場所にガンがある患者にとって、肝臓は第２のガンの部位となることが多い。大きな腫瘍または多数の小さな腫瘍の影響を受ける領域は、切除することによって、化学療法薬剤の投与によってその機能が既に損なわれているかもしれない器官全体に、ガンが広がるのを阻止する必要がある。肝臓には血管が集中しているので、肝臓の手術では、通常大量の血液が失われ、大量の輸血が必要である。肝臓内で出血が始まると、止血は困難である可能性がある。アルゴンビーム凝固装置は、出血を止めようとするときに使用できる周知の装置の一例であり、この装置は、表面凝固を生じさせる。

ＷＯ２００８／０４４０００は、肝臓または脾臓等の血管が非常に多い組織の切断および封止を同時に行なうように構成された外科的切除装置を開示している。この装置は、生物組織を切断するためのブレードと関連付けられたアンテナを有する手術器具に結合されたマイクロ波放射源を備える。このアンテナは、マイクロ波放射源から、ブレードが組織を切開する領域に、マイクロ波エネルギの制御可能な伝送を行なうように配置される。マイクロ波エネルギは、血液を凝固させることにより、切開領域における血液の流れを効果的に封止することができる。ＷＯ２００８／０４４０００は、高いマイクロ波周波数（たとえば１０ＧＨｚ以上）の使用を示唆しており、これには、低いマイクロ波周波数のシステムおよび高周波（ＲＦ）のシステムの使用に対し、特有の利点がある。その理由としては、放射によるエネルギの浸透の深さが制限されることが挙げられる。また、小さく鋭いブレード構造によって効率的にエネルギを組織内に放射し、ブレードの長さに沿って均一的な場を生じさせることができるので、血液の流れを封止でき、同時に、組織を切開することにより、病んだまたはガンがある組織を除去できることが挙げられる。

前処置、すなわち組織に対して切除前に血管を封止する処置を施すことによって、出血を防止することも注目されている。ある周知の装置では、２列のＲＦエネルギ放出針を肝臓組織に挿入してインライン封止を実施する。ＲＦエネルギは、肝臓の厚み全体にわたって組織を封止するのに十分であることが理想的である。これにより、切除中の領域に対する血液の供給は効果的に遮断される。その後ブレードで組織を切開するときには出血は生じない。

直径７ｍｍまでの血管ならば、圧力も加えることができる装置においてＲＦエネルギを用いることで封止できる。血管を、クランプ装置（たとえば鉗子等）で把持する。血管に加えられた圧力により血管壁の中身が横方向に押出され、一方側の外壁および内壁が、他方側の内壁および外壁に近付く。この時点でＲＦエネルギを印加すると、壁の基質のコラーゲンが、変性し、組織が完全に乾燥して適所で固定される前に混ざり合う。圧力を取除くと、新たに形成された狭窄部が適所に留まる。これは、鋭いブレード等を用いて血管の輸出側を切開することによって血管を分離できることを意味する。もつれた部分を通して新たなコラーゲン成長が生じるので、狭窄部は適所に留まる。

ＵＳ６，５８２，４２７は、切断モードまたは凝固モードでの手術のためにＲＦエネルギ（典型的には周波数１ＭＨｚ）およびマイクロ波エネルギ（典型的には周波数２．４５ＧＨｚ）双方を生成するように配置された電気外科手術システムを開示している。
ＥＰ２ ２５３ ２８６が開示するマイクロ波焼灼システムでは、組織インピーダンス測定値を、マイクロ波生成器の出力の調整に使用されるＲＦフィードバック信号を用いて取得する。
ＵＳ２０１０／０２８６６８６は、マイクロ波エネルギをソースからプローブの刃先にあるアンテナに送るための治療チャネルおよび測定チャネルを有する外科的切除装置を開示している。
ＵＳ２０１０／００８２０８３は、求めたインピーダンス不整合に基づいて回路インピーダンスを調整するための同調器を有するマイクロ波エネルギ伝送および測定システムを開示している。

発明の概要
本発明は、最も一般的に言えば、電気外科手術装置のための制御システムを提案する。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。特に、制御システムは、ＲＦエネルギの電圧振幅および電流振幅（たとえばピーク値および平均値）を示す、ＲＦエネルギ情報のうちのサンプリングされた電圧および電流の情報から導出（すなわち抽出そうでなければ決定）し得る。同様に、制御システムは、伝送されるパワーの振幅を示す、マイクロ波エネルギ情報のうちのサンプリングされた順方向および反射パワーの情報から導出（すなわち抽出そうでなければ決定）し得る。また、ＲＦエネルギの電圧成分と電流成分の位相差を示す、ＲＦエネルギ情報のうちのサンプリングされた電圧および電流の情報から導出することも可能である。同様に、マイクロ波エネルギの順方向パワーと反射パワーの位相差を示す、マイクロ波エネルギ情報のうちのサンプリングされた順方向および反射パワーの情報から導出し得る。

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。

本発明に従い、請求項１に記載の電気外科手術装置が提供される。

よって、上記システムは、生物組織を切断するために高周波電磁放射を、組織の止血または封止または凝固または焼灼のためにマイクロ波電磁放射を発することが可能な電気外科手術装置に対するさらなる制御を行なうように構成し得る。

コントローラは、たとえばリアルタイム応答方式で、受けたＲＦ検出信号および／またはマイクロ波検出信号に基づいて、または、組織に対する既知の効果に関連付けられた１つ以上の予め定められたエネルギ伝送プロファイルのリストから、エネルギ伝送プロファイルを選択するように動作可能であってもよい。たとえば、組織切断のための予め設定されたエネルギ伝送プロファイルは、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んでもよい。別の例では、凝固のための予め設定されたエネルギ伝送プロファイルは、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んでもよい。

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。

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。

測定モードでは、マイクロ波チャネルを用いて、たとえば１０ｍＷ（１０ｄＢｍ）以下で連続波（ＣＷ）形式のローパワー信号を送り、反射したエネルギ信号を調べることが望ましい。この反射したエネルギ信号から、プローブと接触している組織の現在の状態または組織の種類に関連する、位相および大きさの情報を抽出してもよい（たとえば、マイクロ波測定信号検出器が、測定チャネル上の順方向および反射パワーをサンプリングし、サンプリングされたパワーから、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位相を示すマイクロ波検出信号を生成する）。この測定情報は、たとえば５０Ｗ（４７ｄＢｍ）以上の、よりパワーの高いＲＦエネルギが組織に伝送されて治療効果を生み出すのと同時に、抽出してもよい。この測定情報を用いて、使用すべき最適ＲＦエネルギ伝送プロファイルを決定するとともに、たとえば４０Ｗ（４６ｄＢｍ）の、よりパワーの高いマイクロ波をいつ組織に伝送してたとえば破裂した血管を凝固させる必要があるかを決定してもよい。

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。

治療エネルギと大きく異なる、すなわち少なくとも４桁異なる周波数を有する戻りエネルギを測定することには、治療効果を伝送しているソースからのエネルギを、測定チャネルに入らないよう（たとえばフィルタを用いて）効果的に阻止できるという利点がある。たとえば、ハイパワーのＲＦエネルギ信号がローパワーのマイクロ波測定システムに確実に影響しないようにするために、ハイパスフィルタまたはバンドパスフィルタが、システムに含まれ、測定チャネルに対する入力部に位置する。このフィルタは、ローパワーマイクロ波信号を通しこの信号が組織に送られるようにするとともに、反射したマイクロ波信号が検出器によって受けられるようにするが、ハイパワーＲＦ信号は阻止する。フィルタは、できるだけ多くのＲＦエネルギを確実に拒絶できるよう、急峻なロールオフ、すなわち、６０ｄＢ〜８０ｄＢ／ｄｅｃａｄｅ以上のロールオフを有していることが望ましい。

測定チャネルは、測定信号から位相および／または大きさに関する情報を抽出するための別個のローパワートランシーバ（またはローパワー送信器およびヘテロダイン受信器）を含んでもよい。ハイパワーマイクロ波源が使用されていないときにこの装置をマイクロ波チャネル上で切換えてもよい。

ある実施の形態において、本発明は、高周波電磁放射の、組織内部への効率的な伝達を促進するための、高周波整合ネットワークを含んでもよい。よって、次のようなエネルギ伝送システムを設けてもよい。このシステムでは、固定周波数源を用いてＲＦおよびマイクロ波エネルギを生成し、可変素子の同調を用いてＲＦエネルギを生物組織と整合させてもよい。測定チャネルからの情報を用いて、マイクロ波チャネルまたはＲＦチャネルいずれかの上の同調要素の調整を決定し（同調が電気外科手術システムの特定の構成に含まれている場合）、プローブ（エネルギ伝送システム）と組織との間の動的パワー整合を行なってもよい。これにより、確実に、電気外科手術システムと生物組織との間で効率的で制御可能なエネルギ伝達を行なうことができる。

さらに発展させた形態において、本発明に従う装置は、高周波電磁放射のための優先戻り経路の一部として、治療部位にプラズマを生成し維持する機能も有してもよい。すなわち、プラズマが生成されると、そのインピーダンスは低く、ＲＦ電流が流れるための優先戻り経路が提供される。プラズマを用いて組織を切断するとき、アプリケータの先端は組織の表面の近くにあるが、ＲＦエネルギを用いて組織を切断するときは、アプリケータは組織に接触している。本発明において開示される生成器によって生成されるプラズマは、組織の凝固および気化にも使用できる。たとえば、アプリケータの遠位端と組織の表面の間の距離を０．５ｃｍ〜１．５ｃｍとして効果的な表面凝固を実施してもよい。マイクロ波エネルギおよびＲＦエネルギを組合せたものを供給できるので、アプリケータの遠位端で生成される熱または非熱プラズマの高度な制御が可能である。

このシステムは、電気外科手術システムの一部を形成する、マイクロ波信号およびＲＦ信号を送信および受信するように配置されたエネルギ輸送構造を含んでもよい。これは、ＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギ双方を１つのチャネル（ケーブルアセンブリ）に沿って１つのアプリケータ（プローブ）に輸送することができるとともに、最適なＲＦ周波数およびマイクロ波周波数の制御信号を検出しコントローラに送ることができるので、生物組織に伝送されるＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギを、効率的にかつ制御されたやり方で伝送できる。

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。この構成は、電流を流すのに必要な優先戻り経路を提供し得る。以下でより詳細に説明するように、この構成は、部分的に空気またはガス（または混合ガス）で充填されかつガス供給管を含んでいてもよく、これにより、空気またはガスが構造に入り（構造から出る場合もある）非熱プラズマが形成されて組織を殺菌し、または、熱プラズマが形成されて表面凝固／焼灼または組織切断を行なう。プラズマを生成するためにガスを収容できるプローブは、本明細書にこれも引用により援用するＷＯ２００９／０６０２１３に開示されている。これに代えて、ガス供給パイプを生理食塩水（または他の流体）を治療部位に送るためにも使用してもよい。

このシステムは、アプリケータにＲＦエネルギが送られているのかマイクロ波エネルギが送られているのかに応じて、アプリケータに対する「見方」を変えて、動作してもよい。よって、ＲＦチャネル（特にコントローラによって制御されるＲＦ同調器）は、アプリケータを、集中素子として、たとえば従来の回路理論を用いて解析されるキャパシタとして扱ってもよい。これに対し、マイクロ波チャネルは、アプリケータを、電磁場解析および適切な電磁場シミュレーションツールを用いてモデル化された分布素子として扱ってもよい。以下で述べるように、マイクロ波チャネルは、自身の同調器（たとえばインピーダンス調整器）を有していてもよく、または、アンテナのインピーダンスと予め整合させておいてもよい。ＲＦ同調器は、組織に伝送されている電圧および電流を調整することにより、乾燥環境および湿潤環境いずれにおいても確実に組織を効率的に切断するための手段であってもよい。

上記のように、供給構造は、ＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギ双方を単一のチャネルに沿ってアプリケータに伝送できるようにするネットワークを含んでもよい。この場合、ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルはそれぞれ、ＲＦ信号生成器およびマイクロ波信号生成器から物理的に切離された信号経路を含んでもよい。ＲＦチャネル上の切離された信号経路はマイクロ波ＥＭ放射から分離され、マイクロ波チャネル上の切離された信号経路はＲＦ ＥＭ放射から分離される。この分離は、ＲＦチャネル上の適切に構成されたローパスフィルタおよびマイクロ波チャネル上の適切に構成されたハイパスフィルタによって実現し得る。

別々のチャネルがある場合、供給構造は合成回路を含んでもよい。合成回路は、たとえば信号合成器またはデュプレクサ−ディプレクサ部であり、ＲＦチャネル上の切離された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切離された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放射を別々にまたは同時に１つのチャネルに沿ってプローブに送るための共通信号経路に接続された出力とを有する。たとえば、双方向ディプレクサまたはデュプレクサ−ディプレクサ回路を用いてもよい。信号合成器（たとえば双方向ディプレクサ）を、オープンマイクロストリップ回路として実現してもよい。ローパスフィルタおよび／またはハイパスフィルタをこのマイクロストリップ回路と一体化させることにより、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し、ＲＦ ＥＭ放射が第２の入力から漏出することをそれぞれ防止してもよい。ある実施の形態において、信号合成器は切換装置を含んでもよい。切換装置は、たとえば、ＲＦチャネルかマイクロ波チャネルいずれかをプローブに接続するリレースイッチ機構または同軸スイッチ機構である。この実施の形態において、ＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射は互いに切離された状態で保たれる。切換装置を配置して、素早く切換えることにより、ＲＦ ＥＭ放射の短いバーストおよびマイクロ波ＥＭ放射の短いバーストをプローブが交互に受けるようにしてもよい。このような信号はある意味同時であるとみなし得る。

この構成の場合、ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルは共通部分を共有し得る。信号合成器を、異なる２つの周波数（すなわちＲＦ周波数エネルギおよびマイクロ波周波数エネルギ）を受け、これらを（合算してまたは別々に）、１つの出力チャネル（たとえば、同軸ケーブル、（可撓性の／撚り合せることができる）導波管アセンブリまたは撚り対線等のケーブルアセンブリ）から出力するように配置してもよい。この信号合成器は、双方向に動作してもよい。すなわち、（ＲＦおよびマイクロ波エネルギ源からの）順方向信号がプローブまで進むことができるようにし、かつ、反射エネルギに関する情報を含む信号が、信号測定およびシステム制御のために、すなわち手術用アンテナの放射部分と接触している生物組織に関する情報を識別するために、または、生物組織に送られるエネルギの投与量を制御するために、すなわち安全なマージンを残すために、逆方向に進むことができるようにしてもよい。この情報を用いて、パワー削減、すなわち、短期間すなわち１ｍｓの間に１００％から１０％に削減することにより、治療部位で望ましくない障害が生じるのを防止してもよい。生成器に戻った情報を、コントローラによって処理することにより、たとえば順方向に進む信号と比較したときの反射信号の大きさ（電圧、電流、順方向または反射パワー）および／または位相を検出する。この情報を用いてシステムを制御することにより、たとえば、組織に伝送されるパワーが確実にユーザが要求するパワーレベルと同一になるように、および／または共役整合を実施してソースで利用できるパワーが確実に組織負荷に送られるものと同一になるようにしてもよい（システムの損失が少ない、すなわち、ケーブルアセンブリおよびプローブの挿入ロスなどが少ない）。

この装置は、集中素子同調ネットワークのリアクタンス（インダクタンスおよび／またはキャパシタンス）を調整することによって機能する動的ＲＦ同調器を有し得る。このＲＦ同調器の目的は整合ネットワークを作ることであり、このネットワークにおいて、装置のバルクインピーダンス（プローブの遠位端で見た場合）は組織インピーダンスの複素共役である。整合されると、組織へのパワーの伝達、したがって組織切断機能／作用の効力を、最大／最適化することができる。この発明における整合の原理は、観念上の直列ＲＬＣ回路の観念上の並列ＲＬＣとの整合に基づく。この場合、直列リアクタンスおよび並列リアクタンスを調整することができ、直列抵抗は装置インピーダンスの実部を表わし、並列抵抗は組織インピーダンスの実部を表わす。リアクタンス自身の同調により、装置は、信号の安定性および全体の制御を改善し得る、固定された周波数源を用いて動作させてもよい。

信号合成器は、周波数が異なる（すなわち非連続）ＲＦ信号およびマイクロ波信号を、単一のポートから（ダイプレクサ機能）プローブに、別々にまたは同時に送ることができるようにしてもよい。組織に対する好ましい効果は、異なる２つの周波数のエネルギを同時に伝送することによって得られるであろう。すなわち、１つのソースからの場を建設的または破壊的に加えることによって組織に対する効果が高められるであろう。これらの効果には、切断および凝固が同時であるので切除処置中に破裂した血管からの出血を直ちに止めることができること、または、振幅が大きいパルス（もしくはパルス列）により湿潤環境において効率的な切断／凝固が可能であることが含まれ、振幅がより小さいＣＷ波形によって生じるのは流体の加熱だけであろう。

ある例において、ＲＦチャネルは、信号合成器に結合されたＲＦパワー源を含んでもよい。これは、高周波のマイクロ波エネルギが、それよりも周波数が低いＲＦパワー源に戻るのを防止するローパスフィルタ、および、周波数が低いＲＦエネルギが、それよりも周波数が高いマイクロ波エネルギ源に戻るのを防止するためのハイパスフィルタを含んでもよい。そうでなければＲＦ源およびマイクロ波源双方の設計に用いられる出力段トランジスタに損傷を引起し得る。

この装置は、ＲＦ段からの電圧および／または電流情報と、マイクロ波段からの反射および／または順方向パワー情報とを用いて、ＲＦエネルギ伝送段およびマイクロ波エネルギ伝送段によって形成されるエネルギ伝送プロファイルを制御する、一般的な手術（切開または腹腔鏡）で使用してもよい。たとえば、マイクロ波チャネル上で測定された戻り損失が−６ｄＢと−１０ｄＢの間である場合（ＲＦ切断プロセス中にローパワーマイクロ波トランシーバを用いて測定したもの）、コントローラは、マイクロ波検出信号を、出血を示すものとして認識するであろう。これに応じて、マイクロ波源がオンし、出血が止まるまで、マイクロ波パワーレベルおよび／またはデューティサイクルを増してもよい（マイクロ波チャネル上の反射信号から測定された戻り損失および／またはＲＦ段からの電圧／電流情報の変化によって示される）。また、出血の開始は、切断プロセス中にＲＦ段を用いて測定される電圧／電流情報（たとえばピーク値および平均値）によっても示されるであろう。この場合、出血を示す、測定電圧／電流の変化が測定されると、血液の流れを止めることに成功するまで、ＲＦエネルギを抑えるとともにマイクロ波エネルギを増してもよい。ＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギは、同時に伝送することが好ましいであろう。この場合、一方のエネルギ源はローパワー測定モードで動作しており、他方のエネルギ源は組織に対する治療効果を生じさせかつ測定情報を提供することにより、コントローラに対してより多くの情報を提供してコントローラがエネルギ伝送プロファイルに対して必要な調整を行なえるようにする。ローパワーの組織測定は、パルス状波形が伝送されて組織に対する治療効果を生み出しているときにおけるオフ時間の間に行なってもよい。これに代えて、組織状態の測定が行なわれている間、ＣＷエネルギ伝送波形は中断してもよい。

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。

信号検出器は、ＲＦおよびマイクロ波ＥＭ放射に対し、独立した検出器を含んでもよい。ＲＦ信号検出器からの出力だけを用いてＲＦ同調器の調整可能なリアクタンスを制御してもよい。ＲＦ信号検出器は、ＲＦチャネル上にあってもよく、ＲＦチャネル上のＲＦ ＥＭ放射の電圧および電流を測定するように配置してもよい（この測定値から、振幅（たとえばピークおよび平均双方）および／または位相を示すＲＦ検出信号を抽出し、エネルギ伝送ソースの制御に使用してもよい）。ＲＦ信号検出器は、ＲＦ ＥＭ放射の電圧および電流ならびに電圧と電流の位相関係を示すＲＦ信号情報を、コントローラに伝えるように配置してもよい。コントローラは、このＲＦ信号情報に基づいてＲＦ同調器の調整可能なリアクタンスを変化させるように配置される。電圧と電流の関係は、位相差という観点から測定することができ、この情報を用いて、いつ整合状態が発生したのかまたは共振点に達したのかを示してもよい。すなわち、位相差が０°のとき、電圧と電流は同相であり、このことは、容量性リアクタンスおよび誘導性リアクタンスの値が、大きさは等しいが符号は逆であることを示す。すなわち、−ｊωＣ＝＋ｊωＬである。式中、Ｃはキャパシタンスをファラドで表わしたものであり、Ｌはインダクタンスをヘンリーで表わしたものであり、ω＝２πｆであり、ｆは周波数をヘルツで表わしたものである。したがって、共振周波数は次のとおりである。

本明細書に開示される同調方式の場合、共振周波数は最適な動作周波数、すなわち１００ｋＨｚまたは５００ｋＨｚであり、したがって、ＬおよびＣの値を調整することにより、組織切断プロセス中に組織負荷の値が変化したときでも共振点を維持する。コントローラをアナログ解決策を用いて実現してもよい。この場合、ＲＦ ＥＭ放射の電圧および電流に比例する信号が位相比較器に入力され、電圧と電流の位相差に比例する信号が生成される。コントローラは、調整可能なリアクタンスを動的に変化させるように配置された自動調整フィードバックループを含むことにより位相差を最小にしてもよい。これに代えて、ＲＦ ＥＭ放射の電圧および電流に比例する信号ならびに電圧と電流の位相差に比例する信号を調整（たとえば電圧をクランプ、フィルタリング、および／または整流）して、マイクロプロセッサまたはマイクロコントローラに対する入力信号として適切なものになるようにしてもよい。よって、コントローラは、ＲＦ信号情報を受け、調整可能なリアクタンスの調整を決定し、この調整を行なうために１つ以上の制御信号を生成し出力するように配置された、マイクロプロセッサを含んでもよい。

ＲＦ信号検出器を、ＲＦ同調器の入力および／または出力における、または、ＲＦパワー源の出力段を形成し得るＲＦ出力変圧器における、ＲＦチャネル上の電圧および電流を測定するように配置してもよい。電圧は、抵抗もしくはリアクタンス分圧器を用いることにより、または、ＲＦ出力変圧器の一次巻線または二次巻線を分岐することにより、または、変圧器の一次側に別の巻線を含めることにより、測定してもよい。好ましくは、ＲＦ信号検出器は、ＲＦ ＥＭ放射の電圧を示すＲＦ信号情報を測定できるように配置された１対のリアクタンス素子（たとえばキャパシタまたはコイル）を含む分圧器を含んでもよい。これには、潜在的に事実上損失がない構成であるという利点がある（当然ながらキャパシタの等価直列抵抗（ＥＳＲ）を原因とする損失は常にある程度あるが、この損失は、低損失の誘電体を用いる限り無視できる程度である）。

さらに、ＲＦ同調器の調整可能なリアクタンスは、上記１対のリアクタンス素子の総リアクタンスを含んでもよい。言い換えれば、ＲＦ同調器およびＲＦ信号検出器は共通の要素を共有し得る。上記１対のリアクタンス素子の総リアクタンスは、可変であることによりＲＦ同調器の機能を支援してもよく、一方、この１対のリアクタンス素子のリアクタンス間の比率を維持することにより実質的に損失のない分圧器の機能を実現する。

ＲＦ信号検出器は、組織に伝送される電流を示すＲＦ信号情報を測定できるようにする、ＲＦチャネル上の変流器を含んでもよい。この変流器（ＣＴ）は、出力（ＲＦ出力変圧器の一次または二次側）と直列であり、押固められた鉄塵またはフェライトから作られた小さなトロイダル磁心と、ＣＴの一次巻線として巻数１のワイヤと、ＣＴの二次巻線として巻数が２以上のワイヤと、二次巻線の両端に接続された負荷抵抗器（burden resistor）とを含んでもよい。

調整可能なリアクタンスは、ＲＦチャネルと直列接続された第１の可変リアクタンスと、ＲＦチャネルと並列接続された第２の可変リアクタンスとを含んでもよい。第１の可変リアクタンスは純粋に誘導性であっても容量性であってもよい。第２の可変リアクタンスは純粋に誘導性であっても容量性であってもよい。好ましくは、第１の可変リアクタンスは誘導性で、第２の可変リアクタンスは容量性で上記分圧器を含む。可変並列リアクタンスを可変直列リアクタンスの前または後ろに接続してもよい。これに代えて、可変（または固定）シャント（shunt）（並列）接続リアクタンスを、可変直列リアクタンスの前または後ろに接続してもよい（代替の同調構成またはフィルタ設計を実現する）。可変キャパシタンスは、平行板キャパシタの板の間の距離を変化させることにより、または、（たとえば電場を２枚の板の間の材料に印加することによって）この材料の比誘電率（または誘電定数）の値を変化させることにより、または、板の表面積を変化させる、すなわち空気または誘電材料がこれらの板同士を隔てている状態で可動板を固定板の上でスライドさせることにより、またはこれら２枚の板の間にプラズマを生じさせプラズマのオンとオフを切換えることにより、または回転可変キャパシタの羽根の移動により、実現し得る。

複合効果は次のようにして得られるであろう。ある材料のシートを用いて上記２枚の板を分離する。シートの誘電率はこのシートの面積全体において不均一である（または、さまざまな誘電率の材料からなる個々の部分で構成されたシートを作ることによってシートの面積全体において誘電率の分布を作る）。この材料のシートを一方の金属板に固定する一方で、第２の金属板が誘電材料／第１の板と接触する面積を変化させる。さらなる変形は、誘電率が不均一である材料のシートが積層された板と、この第１の板の上で移動させるシートとの間の分離距離を変化させることによって、実現されるであろう。

可変インダクタンスは、比透磁率が単位元よりも大きい磁性材料を線形コイル巻線の内外に移動させることにより、またはワイヤからなる誘導性コイルの中に含まれる材料の比透磁率を変化させることにより、または誘導性コイルのワイヤの巻数を、巻数を少なくするかまたは切換えることによって変化させることにより、またはコイルの断面積を変化させることにより、または線形コイルの巻線を開閉することにより、すなわちコイルの長さを変えることによって隣接する巻線の間の距離またはワイヤの巻数を増減させることにより、実現し得る。上記パラメータを変化させたときにインダクタンスＬが如何に変化するかを決める式は以下のとおりである。

式中、μ₀は自由空間の透磁率であり、μ_rは比透磁率であり、Ｎはワイヤの巻数であり、Ａは断面積（ｍ²）であり、ｌは誘導性コイルの長さ（ｍ）である。可変キャパシタンスまたは可変インダクタンスのための制御信号を、上記自己調整フィードバックループから得てもよい。

これに代えてまたは加えて、第１および第２の可変リアクタンスは各々複数のリアクタンス素子を含んでもよい。各リアクタンス素子は固定リアクタンスを有し、コントローラからのそれぞれの制御信号に従ってＲＦチャネルとの接続とＲＦチャネルからの切断を独立して切換えることができる。すなわち、電子制御されたスイッチを用いて、誘導性コイルを形成する１巻のワイヤまたは複数回巻かれたワイヤを短絡させる、または、並列もしくは直列構成で配置されたキャパシタのバンクの平行板を短絡させてもよい。この構成はデジタルコントローラの使用に適しているであろう。すなわち、コントローラは、信号検出器からのＲＦ信号情報に基づいてそれぞれの制御信号各々の状態を求め、求めた状態に対応するそれぞれの制御信号を出力するようにプログラムされた、デジタルマイクロプロセッサを含んでもよい。

ＲＦ源から得ることができるパワーを効率的に組織負荷に確実に伝送するために、（固定または可変の、手動または自動調整される）シャント（shunt）キャパシタンスを、ＲＦ出力変圧器の一次コイルまたは二次コイルの両端に接続することにより、力率を改善してもよい。この場合、負荷における電圧と電流の位相差を改善する、すなわち、リアクタンスを導入して電圧または電流の位相をシフトすることによって最小値にする（理想的には電圧波形と電流波形は同相でなければならない）。電圧と電流の位相差は負荷に依存するので、これを、上記方法のうち１つを用いてキャパシタンスの値を変化させることにより、動的に改善できる。好ましくは、キャパシタンスを、電圧および電流が同相になるように調整する。

ＲＦチャネルは、組織の切断に適した安定した周波数のＲＦ信号を出力するために任意の適切な構成を有するＲＦ信号生成器を含んでもよい。たとえば、ＲＦ信号生成器は、続いてＲＦ増幅器によって増幅される安定したＲＦ振動を発生するための発振器（たとえばクラップ（Clapp）発振器）を含んでもよい。増幅を容易にするために、発振器を、切換部を駆動することによって安定したＲＦパルス信号を生成するように配置してもよい。増幅器は、ＲＦパルス信号を増幅するように配置してもよい。この増幅器は変圧器を含んでいてもよく、上記切換部は、変圧器の一次コイルの電圧を高速でオンオフ切換するように配置される。切換えられた電圧はＲＦパルス信号を表わし得る。変圧器の二次コイルは、ＲＦパルス信号を増幅したものを出力するように配置してもよい。しかしながら、この変圧器は増幅機能を提供する必要はなく、生成器とユーザとの間にＤＣ分離を実現すればよい、すなわちガルヴァーニ（galvanic）またはＤＣ分離バリアを形成すればよい。増幅器は（変圧器に加えてまたは変圧器の代わりに）、シングルエンドのまたはプッシュプルまたはハーフブリッジまたはフルブリッジ構成を含んでいてもよく、たとえば、パワーＭＯＳＦＥＴ、バイポーラ接合トランジスタ（ＢＪＴ）、絶縁ゲートバイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）等を用いて実現されてもよい。

この発振器と増幅器の構成が、ＲＦパルス（たとえば矩形波）信号を生成するように機能する場合、信号生成器は、好ましくは、基本周波数のスイッチングされた、すなわち矩形波の信号から１つの正弦波出力を抽出するためのローパスフィルタを含む。すなわち、矩形波を生成するための、たとえば３次、５次、７次等の高調波が除去される。抽出された正弦波出力は、信号生成器から供給構造に出力されるＲＦ ＥＭ放射を表わし得る。ある実施の形態において、ＲＦ ＥＭ放射は、連続波形式で、５００ｋＨｚで伝送される、２００〜４００Ｖのピーク−ピーク電圧を含んでもよい。

信号検出器は、マイクロ波チャネル上に、プローブとマイクロ波信号生成器との間で送られるマイクロ波ＥＭ放射を測定するための反射マイクロ波信号検出器を含んでもよい。このマイクロ波信号検出器は、反射マイクロ波ＥＭ放射の大きさおよび／または位相を示すマイクロ波信号情報をコントローラに伝えるように配置され、コントローラは、このマイクロ波信号情報に基づいて同調器の調整可能なリアクタンスを変化させるように配置される。同調器がシステムに含まれていない場合は、電圧または電流またはパワーレベルを、ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネル双方の上でそれぞれの最大値まで増大させてもよい。すなわち、プローブの先端におけるパワーに対する要求が５０Ｗであり反射パワー（ケーブルおよびプローブ損失を考慮）が３０Ｗの場合、このことは、プローブの先端におけるパワーが２０Ｗであることを意味し、このため、増幅器におけるパワーを３０Ｗだけ増大させることによりプローブの先端に所望の５０Ｗを生じさせる必要がある。ケーブルおよびプローブの挿入損失が２５Ｗに匹敵する場合、このことは、５０Ｗをソースから組織に伝送するために必要なパワーが１０５Ｗであることを意味する。

任意で、マイクロ波チャネルは、装置のマイクロ波チャネル構成のインピーダンスをプローブの遠位端から見た負荷と整合させるための同調可能部分を含んでもよい。したがって、マイクロ波チャネルは、マイクロ波チャネル上でマイクロ波信号生成器とプローブとの間に接続されたインピーダンス調整器を含んでもよい。インピーダンス調整器は、反射および／または順方向マイクロ波放射の検出された位相および／または大きさに基づいて制御可能な、調整可能な複素インピーダンスを有する。信号検出器はさらに、マイクロ波信号生成器とプローブとの間で送られるマイクロ波ＥＭ放射を測定するための順方向マイクロ波信号検出器をマイクロ波チャネル上で含んでもよい。ＷＯ２００８／０４４０００に開示されているものに相当する構成を使用してもよい。たとえば、インピーダンス調整器は、１つ以上の同調スタブ、パワーバラクタまたはＰＩＮダイオードまたは、マイクロストリップ、ストリップ線、または同軸線に沿って移動させる単一の可変長マイクロストリップまたはストリップ線または同軸線同調スタブを含んでいてもよく、上記線に沿った移動および同調スタブの長さの変動は、マイクロ波ＥＭ放射の周波数における２分の１の波長までである。

順方向および反射マイクロ波ＥＭ放射の大きさおよび／または位相情報の測定を、Maxim Integrated Products社製造のＭＡＸ２８２９ＥＴＮといった集積マイクロ波トランシーバを用いて行なってもよい。この方策の利点は、検出されたマイクロ波ＥＭ放射の周波数を混合するために別の局部発振器信号を独立して生成する必要がない点にある。この集積トランシーバは、マイクロ波電力増幅器のソース周波数、すなわち５．８ＧＨｚまたは１４．５ＧＨｚを生成するのにも用いてもよい。別のトランシーバを用いて順方向および反射放射を測定してもよく、または、同一のトランシーバ集積回路を、別々のチャネルを切換えることによってこの機能を果たすように構成してもよい。マイクロ波トランシーバを、１つ以上の指向性カプラからの入力を受けるように配置してもよい。このカプラは、マイクロ波チャネル上の固定された割合、すなわち１％または１０％の順方向または反射マイクロ波ＥＭ放射を結合し、周波数が十分に低い、すなわち１０ＭＨｚの反射および／または順方向マイクロ波ＥＭ放射の大きさおよび位相情報を示すＩ（同相）およびＱ（直角位相）信号を出力するように配置される。これは、ＤＳＰ部または標準マイクロコントローラの一部を形成する標準アナログデジタル変換器によって使用されることができ、プローブの遠位端と接触している生物組織の状態を表わす。インピーダンス調整器は、出力されたＩおよびＱ信号に基づいてコントローラが制御してもよい。インピーダンス調整器は、金属または誘電材料から作ることができる１つ以上の機械的同調スタブまたはロッドを含む導波管同調器であってもよい。これらのロッドを導波管のキャビティの中におよびこのキャビティの中から移動させることによって、生物組織のインピーダンスを放射アプリケータ（またはアンテナ）のインピーダンスと整合させる。

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、第２の周波数は、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のを防止するのに十分高くなければならず、エネルギが組織分岐または不必要な熱マージンまたは組織構造に対する損傷を引起すのを防止するのに十分低くなければならない。第１の周波数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の周波数の好ましいスポット周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚを含む。

上記のように、ＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射を同時にプローブに供給する場合、これらを相補的に用いることによって、装置の切断機能および／または封止機能および／または殺菌機能を支援し得るプラズマを生成してもよい。特に、ＲＦチャネルを、プラズマを生成するのに適したプローブの遠位端で高電圧電磁場を生成するように構成してもよく、このプラズマはその後、マイクロ波ＥＭ放射によって維持することができる。この２枚の板（または同軸ベースのアプリケータ内において同軸で配置された２つの導体）の間の距離は、マイクロ波場によってこれら２枚の板（またはその他の導体構成）の間に発生した電場（Ｖ／ｍ）がプラズマを生成し維持するのに十分高くなる、距離であってもよい。この領域に制御されたガス（たとえば空気またはアルゴン等の不活性ガス）の流れを与えることにより、制御可能なプラズマを生成し維持してもよい。生成されてＲＦ電流の局所的な戻り経路を与えるプラズマは、熱プラズマであっても非熱プラズマであってもよい。

したがって、この装置は、ガスの流れをプローブの遠位端に供給するように接続されたガス供給部を含んでもよい。このガスの流れがある場合、ＲＦ ＥＭ放射を調整してプローブの遠位端の第１および第２の導体の間に導電ガスプラズマを生成し、マイクロ波ＥＭ放射をこのガスプラズマを維持するように定める。特定の例では、ＲＦまたはマイクロ波場のみが必要である場合がある。

プローブの第１および第２の導体の間に制御されたやり方でプラズマを局所的に生成することにより、ＲＦエネルギ分布の信頼性および制御の面で利益が得られる。すなわち、従来のシステムでは生理食塩水を用いて戻り経路または伝導経路をバイポーラ構成の能動電極と戻り電極の間に作ることが多い。これは信頼できず面倒で実現が非現実的であることが多い。

本発明のシステムとともに用いられるプローブは、モノポーラ機構ではなくバイポーラアンテナを含む。モノポーラＲＦシステムは次の理由で望ましくない。

−患者が戻り経路の一部を形成し、これは、治療部位以外の部位における健康な組織の火傷または傷になる可能性がある。

−必要な電圧が、バイポーラ装置を用いた場合に必要な電圧よりも高い。すなわち、ピークが４００Ｖに対して４ｋＶである。

−モノポーラシステムに必要な外部パッドまたはプレートは、患者から外れてしまうことがあり、このため組織へのエネルギ伝送が中断されるかまたは完全に停止される。

−組織が炭化すると、組織を流れていた電流が止まり、このため組織の切断もしくは焼灼または凝固または乾燥が中止される。モノポーラ手術は胃腸の処置には特に望ましくない。なぜなら、腸壁に通す必要があるＲＦ電流によって穴が開くことがあるからである。また、腸のような敏感で壁が薄い構造体に対するエネルギの伝送を制御できないという点は、非常に望ましくない。本発明の内蔵プラズマ戻り経路は、この装置をアクセスしにくい身体領域に対して使用するときに、大きな利益をもたらす。

プローブのバイポーラ放出構造は、アンテナ構造を含んでもよい。この構造では、ガスがプローブの遠位端の出口からパイプを通して放出される、または、この構造が、マイクロ波／ＲＦエネルギがこの構造に入る端部と同じ端部、すなわち近位端に接続された２本のパイプを含んでもよい。この構成において、ガスの導管および出口をプローブ構造と一体化させてもよい。閉じられたまたは封止された構成では、第１のパイプを用いてガスを構造に供給し第２のパイプを用いて抽出および再循環を行なってもよい。すなわち、ガスを、プローブの周りで循環させもよく、または、導体の間で循環させて第２の入力ポートに戻してもよい。すなわち、このガスは閉鎖されたシステムにおいて循環する。ガス圧および／または出口の構成を、プローブの遠位端でプローブの端部に沿って１筋のプラズマが生じるように定めてもよい。このプローブはプラズマの一部または全体を囲んでいてもよく、これにより、プラズマが確実にすべての組織環境の中で維持されるようにしてもよい。プラズマが部分的にまたは完全に生物組織に曝露される場合、これは切断作業を支援し、またはこれを用いて表面凝固（熱プラズマの場合）または組織の殺菌（非熱プラズマの場合）を行なってもよく、したがって、プローブを、３つの動作モード、すなわち組織の切断、組織の凝固または焼灼、および組織の殺菌に用いることができる。この装置は、血管壁の収縮を生じさせるために用いてもよい。

ある実施の形態において、バイポーラ放出構造は、誘電材料（たとえばセラミックまたは石英）の平坦なブロックを含んでもよい。第１および第２の導体は、この平坦なブロックの両側にそれぞれ設けられた導電層である。この構造は、誘電材料によって隔てられた１対の導電線を含むプローブの遠位端において１つの刃を与えてもよい。この刃は、この機器の「切り」刃を表わすものであってもよい。この刃を尖っていないたとえば丸いものにすることにより、過失によるまたは望ましくない組織の物理的なスライスが生じないようにしてもよい。

導電ガスプラズマを用いることにより、患者の身体が回路の一部を形成し電流（変位）が身体を流れるという、従来のモノポーラＲＦ電気外科手術システムに伴う問題に対処してもよい。これが機能するようにするためには、たとえば患者に装着できるパッドを介してまたは患者がその上に横たわることができる導電シートを介して、患者を接地にまたは戻り経路に、装着しなければならない。これら従来のシステムでは、患者が部分的にしか接続されていなかったりＲＦエネルギの組織への結合が非効率的であったりすると、局所的な火傷が生じることがある。

このシステムの殺菌能力は、この構造体を、自然開口部すなわち口、尿道、肛門（バクテリアを含み得る）を介して挿入し、次に内部切開によって胃、膣、膀胱、または結腸（これもバクテリアを含み得る）に挿入するときに、特に有用であろう。この外科技術は、自然開口部越経管腔的内視鏡手術（Natural Orifice Transluminal Endoscopic Surgery）（ＮＯＴＥＳ）として知られている。上記構造体は、経肛門的内視鏡下顕微鏡手術（Transanal Endoscopic Microsurgery）（ＴＥＭＳ）に使用するのにも有用であろう。この手術は、異常な直腸の腫瘍を取除くための、比較的痛くない方法である。この治療は、切開を行なう必要がなく、特定の初期段階の直腸癌または良性の直腸ポリープの治療に適している。上記構造体はまた、単孔式腹腔鏡下手術に有用であろう。この手術は、単一の孔を通してまたは患者の臍を切開することによって行なわれ、低侵襲腹腔鏡下手術の一形態であるが、切開は一箇所のみである。

ＲＦまたはマイクロ波場と不活性ガス（または空気）との組合せによって生じた第１および第２の導体間のイオン化放電は、必要な組織殺菌効果を生むのに十分であろう。ＲＦまたはマイクロ波により生じたプラズマ単独でも組織切断効果を生むには十分であろう。

本発明はしたがって、ＲＦエネルギとマイクロ波エネルギとガス（または空気）とを組合せたものを用いることにより、非熱プラズマもしくは熱プラズマを生じさせる、または、ＲＦ組織切断、組織凝固、組織焼灼、組織殺菌、もしくは表面凝固を行なうことができる。

本発明のある局面において、上記装置を用いて血管を切開してもよい。この局面では、共通の機器から伝送されるマイクロ波エネルギとＲＦエネルギとの組合せを用い、ＲＦエネルギの前にマイクロ波エネルギを印加することによって血管内の血管を凝固させ、ＲＦ切断エネルギ印加の前に効果的に血管を封止する。この局面において、マイクロ波エネルギおよびＲＦエネルギをプローブから組織内に伝送する際に、（たとえば凝固のための）マイクロ波エネルギ（すなわち凝固または組織の分離に有効）が最初に深さ２ｘに達しそれに続いて（たとえば切断のための）ＲＦエネルギ（すなわち組織の分離に有効）が深さｘに達するようにしてもよい。最も効率的な封止効果が確実に得られるように、すなわち、ＲＦ切断を行ないながらマイクロ波封止効果を持続するように、マイクロ波エネルギのプロファイルおよびＲＦエネルギのプロファイルを同時に生成することが好ましいであろう。この処置中は血管を挟持し把持する必要があるであろう。

この技術は、単一の放射エッジ（バイポーラ放出構造を含む）を有するプローブに対して使用してもよい。これは、たとえば、非常に血管の多い組織を切開するためのオープンまたはキーホール（腹腔鏡）デバイスに使用し得る。これらのモードを組合せて（たとえば順次または同時に）使用することにより、出血が生じない切断に対して安全域を保証し得る。血管の端に栓を形成することによって、血管が永久的に封止されることを保証する構造体を形成しなければならない。これに代えて、第１および第２の導体をクランプ状のプローブの対向する表面の上に設けてもよい。

要約すると、本明細書に開示される装置は、以下の機能および利点のうち１つ以上を提供し得る。

−効率的な凝固のための、制御され集束させたマイクロ波エネルギの放射（大きな血管および脂肪組織を効率的かつ効果的に扱う）。

−鋭いブレードを用いることなく効果的に組織を切断するための、制御され集束させたＲＦエネルギの伝導（手術用ブレードによって発生する熱的マージンと同様の熱的マージンを生じさせる）。

−マイクロ波および／またはＲＦエネルギ源の動的同調構成によって、たとえ組織のインピーダンスに劇的な変化があっても、エネルギを生物組織に集束させることができる（組織内に伝送されるエネルギの投与量が正確にわかっているので、効率的なエネルギ伝送、効率的な装置動作、および最終的な組織に対する効果の有効な定量化が可能）。

−マイクロ波エネルギおよびＲＦエネルギを単一のケーブル構造を通して順方向および逆方向双方に送るように配置された構成要素の基礎構造によって、治療モードおよび正確なシステム制御のための信号測定モードでの効果的なエネルギ伝送が可能。

−アプリケータ構造（すなわちプローブ）によって、マイクロ波エネルギおよびＲＦエネルギを組合せてプローブの遠位端に含まれる放射／伝導素子（ＲＦエネルギに対しては集中素子、マイクロ波エネルギに対しては分布素子）に伝送できる。これらの素子は、目標とする組織と接触しておりＲＦおよび／またはマイクロ波エネルギを効率的に組織に結合させることができる。

−ガスをプローブに導入することにより、ＲＦ電流のための局所的な戻り経路を与える、および／または非熱プラズマを生成して組織を殺菌する、および／または熱プラズマを生成して組織を切断するおよび／または組織の表面を凝固させるのに使用し得るプラズマの生成を促進する。

本発明は、上記のように血管に使用され、加えて、たとえばエアポケットを封止することが望ましいであろう肺の中の血管において、空気の流れに対する封止を行なう場合にも、使用し得る。

上記システムを機能させるためのステップは、
ＲＦエネルギを導入して非熱または熱プラズマ（好ましくは非熱）を生成するステップと、
マイクロ波エネルギを導入してこのプラズマを維持するステップと（実際は、マイクロ波場およびＲＦ場をパルス形態で同時に印加してもよく、この場合、マイクロ波パルスの立上がり端が、より短い高電圧ＲＦパルスをトリガすることによって、プラズマを生成する、すなわち、１００ｍｓ間の３０Ｗのマイクロ波パルスのウインドウ内における１００μｓ間の２ｋＶのパルス）、
プローブのプラズマが安定化して２つの導体の間に低インピーダンス経路を設ける間にＲＦエネルギを除去する（たとえばＲＦチャネルをオフにする）ステップと、
組織の切断に適したＲＦエネルギを導入するステップとを含む。すなわち、周波数が１００ｋＨｚと５００ｋＨｚとの間で連続波の波形を有しピーク−ピーク電圧が４００Ｖのエネルギを導入することにより、組織の切断または切開を行ない、一方では局所戻り経路がプラズマによって設けられている、または、局所戻り経路がアプリケータを平行板構造として配置することによって設けられ、これらの板の間の距離を小さくすなわち１ｍｍ未満にし、これらの板の間の隙間を誘電率が高い材料で充填する。

ＲＦ場は、プラズマ生成中、より長い時間たとえば１００μｓではなく１０ｍｓ存在してもよい。この場合、ＲＦ場をマイクロ波場の最上部の上に重畳させることにより、アルゴンビームによる凝固のような、組織に対する優先的な効果を生じさせてもよい。この場合、制御可能な熱いプラズマによって組織の表面を凝固させ、たとえば、組織の表面上にある潰瘍またはその他の腫瘍を治療する、または血液を凝固させることが、必要である。ＲＦおよびマイクロ波場が存在するがプラズマは生成されない場合すなわちガスがない場合、または、電場を生じさせる導体間の距離ではプラズマが生成されない場合、組織内に伝送されるエネルギは、切断および凝固に適した非イオン化エネルギであるため、重畳されたＲＦおよびマイクロ波場は、血管の凝固および切断を同時に行なうことができる混合モード効果を生じさせることができる。複合ＲＦおよびマイクロ波場は、切断を優先しつつある程度の凝固によって出血を防ぐことができる。

上記本発明を、本明細書に引用により援用する、２００９年７月２０日に提出された本願の出願人による先の英国特許出願第０９１２５７６．６号に開示されている電気外科手術用プローブとともに用いてもよい。英国特許出願第０９１２５７６．６号には、スパチュラ形態の電気外科手術用プローブが記載されており、これは、第１および第２の導電層が両側にある第１の誘電材料のシートから形成されたマイクロ波エネルギを送るための平坦な伝送線を含み、平坦な伝送線は、マイクロ波エネルギをこの平坦な伝送線に送るように配置された同軸ケーブルに接続され、同軸ケーブルは、内部導体および外部導体と、内部導体と外部導体を分離する第２の誘電材料とを含み、内部導体および外部導体は、接続界面で第２の誘電材料を越えて延びることにより、伝送線の両面にそれぞれ重なり、第１の導電層および第２の導電層それぞれと電気的に接触する。第１の導電層は、同軸ケーブルと接する伝送線の端部から間隔をおいて設けられることにより、外部導体を第１の導電層から電気的に分離する。第１および第２の導電層の幅は、伝送線と同軸ケーブルとの間にインピーダンス整合を生じさせるように選択される。英国特許出願第０９１２５７６．６号に記載されたスパチュラ構成は、同軸給電線と端部の放射部との間に所望の挿入損失を与えることができるとともに、スパチュラの端部に対しては、空気および生物組織とそれぞれ接触するときに、所望の戻り損失を与える。英国特許出願第０９１２５７６．６号に記載されているプローブは、マイクロ波エネルギを平坦な伝送線の端部から放射することにより、局所的に組織を焼灼することを意図している。

英国特許出願第０９１２５７６．６号は、上記スパチュラが、一体化されたＲＦ切断部を有し得ることも、開示している。このＲＦ切断部を、上記第１の導電層および第２の導電層をＲＦエネルギに対する能動電極および戻り電極として用いることによって、形成してもよい。この方策は、能動電極および戻り電極が互いに近接しているので、遠くにある戻りパッドまたは２つの電極の間に非常に導電性が高い液体すなわち生理食塩水がなくても、優先的な戻り経路を設けて局所的に組織を切断できる点を、利用し得る。

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。 本発明の別の実施の形態に従う、ガス供給部を含む電気外科手術装置の概略図であり、この装置はしたがって、ＲＦエネルギ、マイクロ波エネルギ、および熱／非熱プラズマを組織内に伝送できる。 本発明の実施の形態で使用されるＲＦチャネル上のＲＦ信号生成器の概略回路図である。 本発明の実施の形態で使用されるＲＦチャネル上のＲＦ同調器およびＲＦ信号生成器の概略回路図である。 本発明の実施の形態で使用される可変素子同調器のインダクタンスを変化させるための手段の概略回路図である。 本発明の実施の形態で使用される可変素子同調器のインダクタンスを変化させるための別の手段の概略回路図である。 本発明の実施の形態で使用されるマイクロ波チャネル上のインピーダンス調整器およびマイクロ波信号検出器の概略回路図である。 本発明の実施の形態での使用に適したインピーダンス調整器の別の例の概略回路図である。 本発明の実施の形態での使用に適したインピーダンス調整器のさらに別の例の概略回路図である。 集中素子回路として扱われるＲＦエネルギ伝送チャネル全体の概略図である。 分布素子回路として扱われるマイクロ波エネルギ伝送チャネル全体の概略図である。 本発明の実施の形態で使用し得るプローブの上面斜視図である。 図１２に示されるプローブの下面斜視図である。 別個の測定チャネルを有する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概略図である。 別個の測定チャネルと、ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネル双方での同調のための手段とを有する、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概略図である。 ダイプレクサ部の概略ブロック図である。 図１６に示されるダイプレクサ部にとって有用なマイクロストリップラジアルスタブの図である。 図１６に示されるダイプレクサ部にとって有用なラジアルスタブフィルタのマイクロストリップレイアウトを示す構成図である。 図１６に示されるダイプレクサ部にとって有用なハイローインピーダンス部フィルタのマイクロストリップレイアウトを示す構成図である。

詳細な説明；さらなる選択肢および好ましい例
本明細書における実施の形態に記載の装置は、生物組織の凝固／封止、切断および殺菌に適する、集束させたマイクロ波およびＲＦエネルギを生成し組合せるためのものである。本発明は、プローブの遠位端における負荷すなわち生物組織の性質を示す、検出された信号情報に基づいて、組織内に伝送されるＲＦおよびマイクロ波ＥＭ放射のエネルギプロファイル（たとえばパワーレベルおよび／または波形）を制御する。以下で説明するいくつかの実施の形態では、動的組織整合技術も取入れて、１０Ω未満から１００ｋΩを超える範囲となり得るインピーダンスの範囲にわたって組織内に確実に最大のエネルギが伝送されるようにする。好ましくは、この装置はプローブとともに使用され、このプローブは、ＲＦ切断電流のために優先的な戻り経路を形成するように構成され、かつ、オープンアクセスおよび低侵襲（内視鏡、腹腔鏡またはキーホール）外科手術技術を用いて、血液が失われることなく有効な外科手術切除処置を実施できるようにする。

特に、本実施の形態が示す新たな電気外科手術用生成器は、オープンおよびキーホール外科切除術、血管封止、ＮＯＴＥＳ、ＴＥＭＳ、およびその他の外科手術処置を、現在利用できるＲＦ、レーザ、または超音波周波数に基づく技術を用いた場合に可能なやり方よりも遥かに効率および効果が高いやり方で実施できるようにする。この装置は、胃腸、耳、鼻、喉に対する処置に特に適しているであろう。この装置は特に、腸内のポリープまたは腫瘍に対する内視鏡的粘膜下組織切除術（endoscopic sub-mucosal resection）（ＥＳＲ）およびその他の処置の実施に使用するのに適しているであろう。

図１は、本発明のある実施の形態である電気外科手術システム１００のシステム全体図を示す。ここに示されているシステムは、組織切断、組織凝固、組織焼灼、組織乾燥および組織殺菌を含む、いかなる臨床または外科手術処置にも使用し得る。

このシステムは、表面凝固および組織殺菌それぞれのために熱いプラズマおよび冷たいプラズマを生成するように構成し得る。これらの選択肢を利用できるようにすることにより、このシステムを、アプリケータを自然開口部を通して体内に導入するＮＯＴＥＳを含む応用例に、特に適したものする。

システム１００は、ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルそれぞれの一部をそれぞれが形成するＲＦ列１０２およびマイクロ波列１０４を含む。

ＲＦ列１０２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。この実施の形態では、ＲＦ発振器１００１と、パワーコントローラ１００２と、増幅器部（ここではドライバ増幅器１００３および電力増幅器１００４を含む）と、変圧器１００５と、ＲＦ信号検出器１００６とを含む。任意で、ＲＦ列１０２は、集中素子インピーダンス整合サブシステムを含み、これを通してＲＦチャネルのリアクタンスを調整できる。この選択肢については以下で図２を参照しながらより詳細に説明する。

マイクロ波列１０４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。この実施の形態では、位相ロック発振器１００７と、信号増幅器１００８と、調整可能信号減衰器（たとえばアナログまたはデジタルダイオード減衰器）１００９と、増幅器部（ここではドライバ増幅器１０１０および電力増幅器１０１１）と、順方向パワーカプラ１０１２と、サーキュレータ１０１３と、反射パワーカプラ１０１４とを含む。サーキュレータ１０１３は、順方向信号を反射信号から分離することにより、カプラ１０１２、１０１４に存在する望ましくない信号成分を減じる。すなわち、カプラの指向性を高める。任意で、マイクロ波列は、調整可能なインピーダンスを有するインピーダンス整合サブシステムを含む。この選択肢については以下で図２を参照しながらより詳細に説明する。

この状況において、ＲＦエネルギは、周波数が３００ＭＨｚ以下、すなわち１００ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、５ＭＨｚなどのエネルギとして定義される。マイクロ波エネルギは、周波数が３００ＭＨｚを超える任意のマイクロ波エネルギ、すなわち２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、２４ＧＨｚなどのマイクロ波エネルギとして定義される。

ＲＦ列１０２およびマイクロ波列１０４は、コントローラ１０６と通信し、コントローラは、信号調節汎用インターフェイス回路１０８と、マイクロコントローラ１１０と、監視部１０１５とを含み得る。監視部１０１５は、潜在的なエラー条件の範囲を監視するものであってもよい。こうした条件下では、システムが、意図される仕様に従って機能しなくなる、すなわち、システムが誤った処方量のエネルギを患者の組織に伝送する可能性がある。その原因は、出力または処置時間がユーザが求めるものよりも長いことによる。監視部１０１５は、マイクロコントローラ１１０から独立して、マイクロコントローラが確実に正しく機能するようにする、マイクロプロセッサを含む。監視部１０１５は、たとえばＤＣ電源からの電圧レベルを監視、またはマイクロコントローラ１１０によって決定されたパルスのタイミングを監視してもよい。コントローラ１０６は、制御信号をＲＦ列１０２およびマイクロ波列１０４の構成要素に伝えるように配置される。この実施の形態において、マイクロプロセッサ１１０は、パワーコントローラ１００２および調整可能信号減衰器１００９それぞれに対してＲＦ制御信号Ｃ_RFおよびマイクロ波制御信号Ｃ_Mを出力するようにプログラムされる。これら制御信号を用いて、ＲＦ列１０２およびマイクロ波列１０４それぞれからのＲＦ ＥＭ放射およびマイクロ波ＥＭ放射出力のエネルギ伝送プロファイルを設定する。特に、パワーコントローラ１００２および調整可能信号減衰器１００９は、出力放射のパワーレベルを制御することができる。加えて、パワーコントローラ１００２および調整可能信号減衰器１００９は、出力放射の波形（たとえばパルス幅、デューティサイクルなど）を設定できる切換回路を含んでもよい。

マイクロプロセッサ１１０は、ＲＦ信号検出器１００６ならびに順方向および反射パワーカプラ１０１２、１０１４からの信号情報に基づいて、ＲＦ制御信号Ｃ_RFおよびマイクロ波制御信号Ｃ_Mを出力するように、プログラムされる。ＲＦ信号検出器１００６は、ＲＦチャネル上のＲＦ ＥＭ放射の電圧および電流（および任意で電圧と電流の間の位相）を示す１つの信号または複数の信号Ｓ_RFを出力する。この実施の形態において、ＲＦおよびマイクロ波生成器を、ＲＦチャネルから（サンプリングされた電流および電圧情報から）またはマイクロ波チャネルから（サンプリングされた順方向および反射パワー情報から）得ることができる位相情報のみの測定によって制御してもよい。順方向パワーカプラ１０１２は、順方向パワーレベルを示す信号Ｓ_M1を出力し、反射パワーカプラ１０１４は、反射パワーレベルを示す信号Ｓ_M2を出力する。ＲＦ信号検出器１００６ならびに順方向および反射パワーカプラ１０１２、１０１４からのこれら信号Ｓ_RF、Ｓ_M1、およびＳ_M2は、信号調節汎用インターフェイス回路１０８に伝えられ、ここでこれら信号はマイクロプロセッサ１１０に送るのに適した形に合うようにされる。

ユーザインターフェイス１１２、たとえばタッチスクリーンパネル、キーボード、ＬＥＤ／ＬＣＤディスプレイ、メンブレンキーパッド、フットスイッチなどは、コントローラ１０６と通信することにより、ユーザ（たとえば外科医）に対して処置に関する情報を提供し、たとえば適切なユーザコマンドを介して、処置のさまざまな側面（たとえば患者に伝送されるエネルギの量またはエネルギ伝送のプロファイル）を手動で選択または制御できるようにする。この装置は、これもコントローラ１０６に接続される従来のフットスイッチ１０１６を用いて機能させてもよい。

ＲＦ列１０２およびマイクロ波列１０４それぞれによって生成されたＲＦ信号およびマイクロ波信号は、信号合成器１１４に入力され、この合成器は、ＲＦおよびマイクロ波ＥＭ放射を、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１１８に送る。この実施の形態において、信号合成器１１４は、マイクロ波周波数およびＲＦ周波数のエネルギが、ケーブルアセンブリ１１６（たとえば同軸ケーブル）に沿ってプローブ（またはアプリケータ）１１８に伝送されるようにする、デュプレクサ−ダイプレクサ部を含む。このプローブからエネルギが患者の生物組織に伝送（たとえば放射）される。他の実施の形態において、信号合成器１１４は、プローブ１１８に供給される信号を、ＲＦ ＥＭ放射とマイクロ波ＥＭ放射との間で切換えることができるリレースイッチまたは同軸スイッチ等の切換装置を含んでもよい。切換装置は、プローブ１１８がＲＦおよびマイクロ波をほぼ同時に受けるよう、ＲＦおよびマイクロ波を高速で切換えるのに適した切換速度を有してもよい。プローブ１１８の例については以下で説明する。

信号合成器１１４はまた、プローブ１１８からケーブルアセンブリ１１６に沿って戻った反射エネルギが、マイクロ波列１０４およびＲＦ列１０２に入りたとえばそこに含まれている検出器によって検出されることができるようにする。以下で説明するように、この装置は、ＲＦチャネル上のローパスフィルタ１４６およびマイクロ波チャネル上のハイパスフィルタ１６６を含むことにより、反射されたＲＦ信号のみがＲＦ列１０２に入り反射されたマイクロ波信号のみがマイクロ波列１０４に入るようにしてもよい。

最後に、この装置は、外部ソース１０１８からのパワー（たとえば電源電力）を受けこれをこの装置内の構成要素のためのＤＣ電源信号Ｖ１〜Ｖ６に変換する電源部１０１７を含む。よって、ユーザインターフェイスはパワー信号Ｖ_１を受け、マイクロプロセッサ１１０はパワー信号Ｖ _２ を受け、ＲＦ列１０２はパワー信号Ｖ_３を受け、マイクロ波列はパワー信号Ｖ_４を受け、信号調節汎用インターフェイス回路１０８はパワー信号Ｖ_５を受け、監視部１０１５はパワー信号Ｖ_６を受ける。

図２は、本発明の別の実施の形態に従う電気外科手術システム１０１のシステム図である。ＲＦ列１０２およびマイクロ波列１０４のサブ構成要素が示されており、この実施の形態は以下で説明する同調要素を含む。図１と共通する構成要素には同じ参照番号を付し、その説明は繰返さない。

本実施の形態において、このシステムはまた、コントローラ１０６から受けた命令に従って機能するガスコントローラ１２２（たとえば１つ以上のフロースイッチおよび／またはバルブ）にガスを供給するガス供給部１２０（たとえば圧縮空気またはアルゴン等の不活性ガスのキャニスタ）を含む。ガスコントローラ１２２は、ガスをプローブ１１８に選択的に送ることができるように接続され、これを以下で説明するように非熱または熱プラズマの形成に使用してもよい。本発明で使用されるガス供給システムは、本明細書に引用により援用するＷＯ２００９／０６０２１３に開示されているガス制御システムと同様であってもよい。

したがって、プローブ１１８は、ＲＦエネルギ、マイクロ波エネルギ、およびガスを取込み、ＲＦエネルギを放出して組織を切断し、マイクロ波エネルギを放出して組織を凝固させおよび／または焼灼し、非熱プラズマを放出して組織を殺菌、たとえば、自然開口部の中に存在するまたは体内に導入された異物すなわち金属インサートによって生じたバクテリアを殺滅し、および／または熱プラズマを放出して組織を切断または表面凝固を、たとえば組織の表面上の潰瘍の治療のために行なってもよい。

マイクロコントローラ１１０および信号調節汎用インターフェイス回路１０８も用いて、制御信号をガスコントローラ１２２に与えることによって、プローブ１１８で生成する必要があるプラズマに応じて、流量、ガス混合物、およびプローブ１１８へのガス伝送プロファイルを、制御してもよい。すなわち、コントローラ１２２は、（たとえば局所戻り経路を与えるまたは組織を殺菌するために）非熱プラズマが必要なのか、または（たとえば組織を切断するまたは組織の表面を焼灼するために）熱プラズマが必要なのかに応じて、ガス伝送条件を定めてもよい。殺菌のためおよび局所戻り経路を与えるためには、高電圧状態のパルス、たとえばピークが４００Ｖのパルスを１ｍｓ間用いて、プラズマを生じさせ、続いてマイクロ波パルスを１０ｍｓ間、デューティサイクル１０％および振幅３０Ｗで与えてもよい。熱プラズマに関しては、デューティサイクルを６０％に高め振幅を６０Ｗに増大してもよい。

ＲＦ列１０２は、この実施の形態では５００ｋＨｚである第１の安定した固定周波数を有するＲＦ ＥＭ放射を生成するためのＲＦ信号生成器１２８を含む。ＲＦ信号生成器は、第１の周波数の低電圧（パワー）ＲＦ信号を出力する発振器、たとえばクラップ発振器等を含み得る。これに代わる実施の形態では、別個の発振器は不要であってもよく、ＲＦ信号をコントローラ内のマイクロコントローラから直接生成してもよい。なぜなら、周知のマイクロコントローラ装置は３００ｋＨｚまでのアナログ信号を出力できるからである。信号生成器１２８の出力は、組織の切断に適した電圧および電流レベルでＲＦ ＥＭ放射を出力するＲＦ増幅器１３０を駆動するためのローパワー信号として用いられる。ＲＦ増幅器１３０によるパワー出力は、パワーレベルコントローラおよび変調器部１３２によって制御される。パワーレベルコントローラおよび変調器部は調整可能な電圧源およびオン／オフスイッチを含み得る。これはたとえば、１つ以上のＭＯＳＦＥＴトランジスタ、すなわち１つのシングルエンドＭＯＳＦＥＴ、ハーフブリッジとして配置された２つのＭＯＳＦＥＴ、またはフルブリッジとして配置された４つのＭＯＳＦＥＴを用いる出力段の、ドレイン電圧の変動である。調整可能な電圧源が、その電圧を十分素早くすなわち約１μｓでゼロに減じることができるのであれば、オン／オフスイッチはなくてもよい。オン／オフスイッチを用いる場合、このスイッチは直列接続ＭＯＳＦＥＴトランジスタの形態であってもよい。発振器１２８からの出力が、切換装置、たとえばパワーＭＯＳＦＥＴなどを駆動することにより、パルス状の入力がＲＦ増幅器１３０に与えられてもよい。

ＲＦ増幅器１３０からの出力を受けるのは、ＲＦ増幅器１３０が生成したＲＦ ＥＭ放射出力の電流および電圧を測定するように配置された第１の測定部１３４である。第１の測定部１３４は、測定された電流および電圧それぞれに対応する（たとえば比例する）信号Ｉ_RF1、Ｖ_RF1を抽出（たとえば結合またはサンプリング）してもよい。出力信号Ｉ_RF1、Ｖ_RF1を受けるのは第１の検出部１３６であり、この検出部は、出力信号Ｉ_RF1、Ｖ_RF1を処理および／または調節することによって、相対的な大きさおよび任意で位相を示す情報を抽出するように配置されてもよい。この情報は、システム１００の動作の制御に使用するためにコントローラ１０６に入力される。

第１の測定部１３４からの出力はＲＦ同調器１３８に入力され、この同調器は、装置のインピーダンスをプローブ１１８の遠位端にある負荷（たとえば生物組織）と整合させるための、ＲＦ列１０２上にある調整可能なリアクタンスを有する。このＲＦ同調器の調整可能なリアクタンスは、コントローラ１０６によって制御される、同調ネットワーク調整機構１４０（たとえばスイッチのアレイ、リニアまたはステッパモータ、ＰＺＴ装置または磁気歪み（たとえばテルフェノールＤベースの）アクチュエータなど）によって与えられる。ＲＦ同調器１３８は、コントローラ１０６によって独立して制御し得る調整可能なインダクタンスおよび調整可能なキャパシタンス双方を有してもよい。この構成に関する詳細な例は以下で図４を参照しながら説明する。

ＲＦ同調器１３８からの出力は第２の測定部１４２が受ける。この測定部は、ＲＦ同調器１３８が生成したＲＦ ＥＭ放射出力の電流および電圧を測定するように配置される。第２の測定部１４２は、測定された電流および電圧それぞれに対応する（たとえば比例する）信号Ｉ_RF2、Ｖ_RF2を抽出（たとえば結合またはサンプリング）してもよい。出力信号Ｉ_RF2、Ｖ_RF2を受けるのは第２の検出部１４４であり、この検出部は、出力信号Ｉ_RF2、Ｖ_RF2を処理および／または調節するように配置してもよい。結果として得られた情報は、装置１００の動作の制御に使用するためにコントローラ１０６に入力される。

第１の検出部１３６および第２の検出部１４４は各々、ゼロ交差検出器または最大／最小検出器の形態であってもよい。これは、いつ電圧波形と電流波形が互いに同相（容量性リアクタンスおよび誘導性リアクタンスそれぞれの大きさが等しくそれぞれの符号が逆）かを検出するように構成できる、または、ピーク電圧／電流値を検出するように構成できる。すなわち電圧の最大値および電流の最小値は高インピーダンス負荷を示す。ゼロ公差検出器および最大／最小検出器は、アナログの構成要素すなわち演算増幅器を用いて実現することができる、または、ソフトウェアで実現することができる。演算増幅器に基づいてこれらの機能を生み出す回路は、アナログ回路設計技術の当業者にとって周知である。

電圧／電流検出器を、ＲＦ同調器１３８の前後で用いて、この同調器への入力におけるパワーレベルおよびこの同調器からの出力におけるパワーレベルを定量化することにより、確実に同調ネットワーク自体においてパワーの損失がなくなる、すなわち、同調ネットワーク内の理想的でない（損失が大きい）インダクタおよびキャパシタを原因とするパワーの損失がなくなるようにしてもよい。電圧および電流の測定値は出力だけで検出してもよい。なぜなら、ソースエネルギがすべて組織負荷に伝送されたとき、同調器の入力側では反射された電圧／電流は検出されないからである。

ＲＦ増幅器１３０が、ハーフブリッジ構成で接続された２つのトランジスタまたはフルブリッジ構成で接続された４つのトランジスタで構成される場合、トランジスタの電圧およびトランジスタを流れる電流を測定、すなわち、同調ネットワークの前に測定し、この情報を用いてトランジスタの切換を制御することにより最適な動作を保証する、すなわち、ゼロ電圧またはゼロ電流交差を得ることが、望ましいであろう。これは、言い換えれば装置内の電力損失が理論的にゼロということである。この構成において、コントローラ１０６を用いて、検出された電圧および電流情報に基づき、ＲＦ増幅器１３０内のパワートランジスタをいつオンまたはオフにするかを決定してもよい。

ＲＦ段の場合、インピーダンスは、電圧を電流で除算しこれら２つの間の位相差を測定して複素インピーダンスを抽出できるようにすることによって、求められる。これに代えて、位相情報のみを用いてシステムを制御してもよい。すなわち、位相の進み／遅れが検出されたときに「Ｃ」または「Ｌ」の値を調整する。高い電圧値および低い電流値は高いインピーダンス値を示し、逆に、低い電圧値および高い電流値は低いインピーダンス値を示す。

実際には、最初に電圧の値、電流の値、および／またはこれら２つの間の位相角を測定し、次にＲＦ同調器１３８内でキャパシタンス（Ｃ）またはインダクタンス（Ｌ）いずれかの値を調整することによって、電圧／電流および位相の大きさを変化させる。位相角を増すのであれば、同要素を元の位置（ＬまたはＣの値）に戻すように調整し、次に、逆方向に移動させる（より高いまたはより低いＬまたはＣ）か、または、開始位置に戻してからネットワーク内の他方の成分（ＬまたはＣ）の値を変化させることが好ましいであろう。

これに代えて、ルックアップテーブルを用いることにより、測定された電圧値、電流値および／または位相角に基づいて、ＬもしくはＣの値またはＬおよびＣ双方の値を物理的に調整してもよい。電気機械アクチュエータ、半導体スイッチ、磁性材料に対するＤＣバイアスなどを対象とする制御信号は、この同調ネットワーク内においてＬおよび／またはＣの値を変化させる。これらの信号はコントローラ１０６によって与えられる。

直列または並列共振回路の場合、電圧と電流は同相である、すなわちこれら２つの間の位相角はゼロであり、システムの容量性リアクタンス（伝送ケーブル１１６、アプリケータ１１８および組織を含む）の大きさは、誘導性リアクタンス（これは伝送ケーブル１１６およびアプリケータ１１８を含むであろう）の大きさと同一であり、これらの位相差は９０°である。このように、位相角がゼロのとき、共振状態となり、使用される特定の構成における回路の構成要素によって得ることができる電圧または電流の最大値（ネットワーク内における磁気損失、誘電損失および抵抗損失を考慮）が組織内に伝送されるであろう。電圧と電流の位相差を検出するために使用される回路は、単純な、排他的ＯＲ（ＥＸＯＲ）ゲートに基づく位相検出器であってもよく、適切な電圧／電流スケーリング／制限によって検出器への信号の振幅をクランプしてもよい。すなわち、これがＴＴＬ装置の場合、振幅が５Ｖを超えることはないはずである。

第２の測定部１４２からの出力はローパスフィルタ１４６に入力される。このフィルタは、ＲＦエネルギのみを通すように機能し、したがって、確実にＲＦ ＥＭ放射のみがＲＦ信号生成器からプローブに向かって送られるようにするとともに、プローブから反射されてまたは信号合成器（たとえばデュプレクサ−ダイプレクサ部）１１４を通してＲＦ入力ポートに送られ得るいかなるマイクロ波ＥＭ放射も、ＲＦ列１０２上の構成要素に届かないように、すなわち出力段にダメージを与えないようにする。

マイクロ波列１０４は、第１の周波数（たとえば５．８ＧＨｚ）よりも高い（たとえば少なくとも１桁高い、好ましくは２桁または３桁以上高い）第２の周波数のローパワー信号を生成するのに用いられるマイクロ波周波数源１４８（たとえばマイクロ波信号生成器）を含む。周波数源１４８は、電圧制御発振器（ＶＣＯ）、誘電体共振発振器（ＤＲＯ）、ガンダイオード発振器などであってもよい。周波数源１４８の出力は、パワーレベルコントローラおよび変調器部１５０が受ける。パワーレベルコントローラおよび変調器部１５０は、マイクロ波チャネルがパルスモードで機能できるようにするように配置された変調スイッチ、および、組織に送られるパワーのレベルをユーザが制御できるように配置されたパワー制御減衰器を含み得る。

パワーレベルコントローラおよび変調器部１５０の出力を受けるのは、増幅器および保護部１５２であり、これは、ローパワー信号のパワーを、生物組織の封止または凝固または焼灼に適切なレベルまで増幅するように配置される。増幅器および保護部１５２は、周波数源によって生成された出力信号レベルを増幅するドライバ増幅器と、ドライバ増幅器によって生成された信号を組織の封止または凝固または焼灼を行なうのに適切なレベルまで増幅する電力増幅器とを含み得る。これら増幅器および周波数源を、反射したマイクロ波エネルギの高いレベルから保護するために、電力増幅器からの出力をマイクロ波サーキュレータに接続してもよい。このサーキュレータはマイクロ波パワーを時計回り方向にしか流さないので、電力増幅器に戻るいかなる反射パワーも、サーキュレータがポートが３つの装置であればパワーダンプ負荷（power dump load）によって吸収されるであろう。この場合、第１のポートは増幅器からの出力パワーを取込む。第２のポートは、このパワーをケーブルアセンブリおよびプローブに出力し、プローブが組織のインピーダンスと整合しないときプローブおよびケーブルアセンブリから戻ったパワーを受ける。第３のポートは、反射したパワーを吸収することができかつサーキュレータのインピーダンスと非常に良く整合しているパワー負荷に接続される。整合した負荷のインピーダンスは、好ましくはシステムのインピーダンス、すなわち５０＋ｊ０Ωと同一である。指向性カプラをサーキュレータの第３のポートと整合した負荷への入力との間に接続することによって、反射したパワーをサンプリングできるようにしてもよい。

増幅器および保護部１５２の出力は、第１のパワー結合部１５４に入力され、これは、マイクロ波チャネル上の順方向および反射マイクロ波エネルギをサンプリングするように配置された順方向指向性カプラおよび反射指向性カプラを含み得る。サンプリングされた順方向および反射パワーレベルはそれぞれ第１の、順方向および反射パワー検出部１５６に入力され、そこで、これらのパワーレベルが、たとえばダイオード検出器またはヘテロダイン／ホモダイン検出器を用いて検出されて、順方向および反射パワーの一部をサンプリングするとともに、サンプリングされた信号から大きさの情報または大きさおよび位相の情報または位相のみの情報を抽出できるようにする。第１のパワー検出部１５６によって生成された信号は、コントローラ１０６に入力されることにより、順方向および反射パワーのレベルおよび／または位相を用いて、組織に伝送される正味のパワーを算出することができ、かつ、パワーレベルコントローラおよび変調器１５０に送る、必要な入力信号を求めることができる。これにより、確実に、実際に伝送されたパワーまたはエネルギが、要求されるパワーまたはエネルギと等しくなるようにする。

この実施の形態は、動的インピーダンス整合システムを使用することにより、増幅器および保護部１５２によって生成されたマイクロ波エネルギのインピーダンスを、生物組織の状態を表わすプローブ１１８の遠位端に与えられた負荷のインピーダンスと整合させることができる。この発明は、マイクロ波パワー伝送システムに対する自動同調機構の使用に限定されない。すなわち、プローブ（放射体）の遠位端を、動作周波数の、ある特定の生物組織タイプ／状態と整合させてもよく、または、プローブのインピーダンスを機械的に調整してもよい。すなわち、このハンドピースに含まれプローブのインピーダンスとプローブと接触している組織のインピーダンスとをあるレベルで整合させる機構によって、調整してもよい。第１のパワー結合部１５４の出力は、同調ネットワーク１５８が受け、これは、第１のパワー検出部１５６および第２のパワー検出部１６４から集められた情報に基づいて、コントローラ１０６の制御の下で同調ネットワーク調整機構１６０の状態によって決まる、マイクロ波列１０４に対する調整可能なインピーダンスを有する。

同調ネットワーク１５８の出力は、第２のパワー結合部１６２に入力され、これは、第１のパワー結合部１５４と同様に構成されて、マイクロ波列１０４からの順方向および反射パワーレベルをサンプリングし、これらをそれぞれ第２の順方向および反射パワー検出部１６４に入力し、この検出部が、検出されたパワーレベルおよび／または位相情報をコントローラ１０６に送る。

第１および第２のパワー検出部１５６、１６４によって入手できるようにされた情報を比較することにより、同調ネットワーク１５８に必要な調整を決定し、パワーソースを、組織負荷とインピーダンス整合させてもよい。

第２のパワー結合部１６２からの出力は、ハイパスフィルタ１６６に入力され、これは、マイクロ波エネルギのみを通すように機能することにより、確実に、マイクロ波ＥＭ放射のみがマイクロ波信号生成器からプローブに向かって送られるとともに、プローブから反射し得るいかなるＲＦ ＥＭ放射もマイクロ波列１０４の構成要素に達しないようにする。ハイパスフィルタは、信号を双方向に通すことができる相互装置であってもよい。

マイクロ波チャネルのより詳細な例について以下で図７〜図９を参照しながら説明する。

使用時、コントローラ１０６は、ＲＦエネルギ供給中のＲＦ同調器１３８の同調素子およびマイクロ波エネルギ供給中の同調ネットワーク１５８の分散した同調素子の、キャパシタンスおよびインダクタンスの値を制御することにより、それぞれのチャネルのインピーダンスをプローブ１１８の遠位端の負荷と整合させるように機能する。実際、これらの同調素子はそれぞれ、可変キャパシタンス／インダクタンス（集中素子）および可変スタブ／マイクロストリップ伝送線またはパワーＰＩＮ／バラクタダイオード（分布素子）であってもよい。ＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギを同時に送り、コントローラ１０６が同時に整合を行なってもよい。ローパスフィルタおよびハイパスフィルタは、同調に用いられる戻り信号が特定のソースの周波数のみのエネルギを含むことを保証する。この状況におけるインピーダンス整合は、ソース（すなわち装置）の、組織負荷に対する複素共役整合により、（ＲＦエネルギの伝導およびマイクロ波エネルギの放射による）組織内へのエネルギ伝達を最大化することを、意味する。なお、マイクロ波源はエネルギを放射および伝導によって伝送できるが、戻り経路はマイクロ波電流のために局所化されている。マイクロ波エネルギを用いてプラズマを生成してＲＦ電流が流れる優先戻り経路を設ける場合、ＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギを同時に伝送する必要があるであろう。この場合、ＲＦエネルギを用いて組織を切断してもよい。また、ＲＦエネルギおよびマイクロ波エネルギを同時に組織内に伝送することによって組織に対する効果を高めることも、望ましいであろう。すなわち、ＲＦエネルギをマイクロ波エネルギで変調することにより、同時に凝固および切断を行なってもよく、または、マイクロ波場が、脂肪組織の切断を支援してもよく、または組織が焦げたときに切断を引継いでもよい。

発振器１２８および１４８を、安定した温度補償水晶基準ソースに位相ロックすることにより、ＲＦ周波数およびマイクロ波周波数のエネルギが固定された周波数になるようにすることが、好ましいであろう。ＲＦ発振器１２８の場合、信号をマイクロコントローラ１０６によって生成してもよく、これは、タイミングについて、安定ソース発振器すなわち温度補償水晶発振器などを基準とするであろう。

ガスコントローラ１２２は、ガス供給部１２０をプローブ１１８に接続するガス供給管１２４へのガスの流れを制御するように機能する。プローブの遠位端に、ガス供給管１２４は、プローブ１１８の遠位端の領域において一筋のガスの流れを形成するための出口機構１２６を有する。この一筋のガスの流れの位置を、ＲＦエネルギまたはマイクロ波エネルギまたはこれらの組合せを用いて定められる高電圧電場と一致するように配置する。この高電圧電場は、短期間しか存在しないかもしれない、たとえば１０ｍｓ以下のパルスかもしれないが、この一筋のガスの流れからプラズマを生成するように作用し得る。プラズマは、一旦生成されると、装置からのマイクロ波ＥＭ放射によって維持し得る。たとえば、マイクロ波列１０４のインピーダンスをプラズマと整合させることによってマイクロ波エネルギを効果的に結合する。この整合を、動的に、たとえばマイクロ波列１０４におけるインピーダンス調整器を用いて行なってもよく、または予め定めてもよい。たとえば、アプリケータ１１８のインピーダンスを、伝導ガスまたはプラズマがその中にあるときにマイクロ波列１０４のインピーダンスと十分に整合させてもよい。高電圧電場（strike）は、より周波数が低いエネルギ源、すなわち５００ｋＨｚで動作するＲＦ源を用いて生成してもよい。

マイクロ波パワー生成器によって生成される電場は、プラズマを生成し維持するのに十分であろう。このため、ＲＦ源またはマイクロ波インピーダンス調整器を用いて、ＲＦ電流のための優先戻り経路を形成するのに必要なプラズマを生成し維持する必要はないかもしれない。たとえば、５．８ＧＨｚで８０Ｗのマイクロ波パワーを用いてプラズマを生成し、プラズマが生成されると、５．８ＧＨｚで２０Ｗのパワーを用いて、生成されたプラズマを維持してもよい。本願で使用されるプローブに関連する小型構造は、高い電場が存在することを示唆している、すなわち、２つの電極の間隔は１．５ｍｍ未満であってもよい。この場合、ＲＦエネルギを用いて組織を切断してもよく、かつ、インピーダンス調整器を用いることにより、確実に組織と接触しているマイクロ波エネルギが組織のインピーダンスと十分に整合して最大のエネルギが伝送されることを保証してもよい。また、アプリケータの放射部から伝送されるエネルギを確実に十分定量化できる。すなわち、伝送ケーブルおよびアプリケータの挿入損失を考慮して、１０Ｗを１０秒間伝送して１００Ｊのエネルギを対象とする組織に送るというユーザの要求は、凝固または焼灼プロセス中に組織のインピーダンスが変化した場合でも、高い信頼度で確実に実現できる。

ある実施の形態において、プローブ１１８は、平坦なバイポーラアンテナ構造を含むものであっても、その構造の面に対して垂直な方向に空間的に互いに分離された２つの導電層を含む平行板伝送線を含むものであってもよい。使用時、導電層は互いに平行である。導電層は、同軸給電線１１６の内部導体に接続された第１の（能動）電極と、同軸給電線１１６の外部導体に接続された第２の（戻り）電極とを含む。各電極の端がプローブの遠位端で露出していることにより、使用時には、互いに分離された１対の平行な導電線となる。この分離は小さくたとえば２ｍｍ以下であってもよい。平行板伝送線のある特定の実施の形態では、能動板の幅は２．０ｍｍ、能動板の長さは１２．７ｍｍ、戻り板の幅は２．２ｍｍ、戻り板の長さは１３．２ｍｍで、これら２つの板を分離する基板材料の厚みは０．６ｍｍである。別の実施の形態では、この幅が１．３ｍｍ、長さが５ｍｍ、２枚の板の間隔が０．３ｍｍであってもよい。基板材料は、Ｚカット水晶でその比誘電率が４．０であり、これらの板は各々、銅の層の次に金の層を積層することによって作られる。メタライゼーションの層の厚みは３μｍと５μｍの間である。金の層は、銅が酸化しないように保護し、体内で使用できる材料でもある。これらの板は、１層の金または銀のみであってもよい。

これら２つの電極を分離する誘電材料もプローブ１１８の遠位端で露出していてもよい。出口機構１２６は、露出した電極の端のうちの一端に位置する非常に小さなパイプを含んでもよい。このパイプはプローブ１１８と一体化させてもよい、たとえば、誘電材料に含まれていてもよい。

別の実施の形態において、電極が誘電材料を越えて延在することにより、プローブの遠位端にキャビティを定めてもよい。このキャビティは閉じていてもよい。たとえば、キャビティを、電極の遠位端の間に設けられたキャップ（たとえば水晶の窓）によって組織負荷から分離してもよい。プラズマはキャビティ内で形成してもよく、よって、これは、（キャップがない場合は）部分的に、または（キャップがある場合は）全体的に、アンテナ構造内で包囲される。これにより、プラズマは、すべての組織環境において確実に維持されるであろう。すなわち、湿った組織の影響を受けず、熱プラズマおよび非熱プラズマを、表面凝固および開口部の殺菌それぞれのために放出してもよい。

図３は上記実施の形態で使用できるＲＦチャネルの一例の構成要素を示す。この例では、パルス源１７０を一次発振器として用いる。このパルス発振器は、周波数範囲が１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚでデューティサイクルが１％未満から９０％を超える範囲である安定した（たとえば固定された）周波数を有するパルス状の（たとえば矩形波の）出力を生成するように配置される。このパルス状出力を用いてパワーＭＯＳＦＥＴ１７２のオン／オフを切換える。パワーＭＯＳＦＥＴの動作状態によって、電流が変圧器１７５の一次コイル１７４を通して流れるか否かが決まる。バスまたは電源電圧Ｖ_DDの大きさを（たとえば装置のコントローラによって）調整することにより、出力ＲＦエネルギまたは測定信号の電圧の大きさを制御できる。パルス源１７０のＶ_DDおよび／またはデューティサイクルの調整が、生成器が生成するＲＦパワーのレベルを制御するための適切な手段をもたらし得る。

パルス源１７０の出力は、パワーＭＯＳＦＥＴ１７２を駆動するのに十分でない場合があるため、ゲートドライバ１７６を接続してパルス源の出力電圧を増幅し十分な電流を与えてパワーＭＯＳＦＥＴ１７２の入力キャパシタンスを充電／放電する。これにより、ＭＯＳＦＥＴのオンとオフを効率的に切換えることができる。すなわち、ＭＯＳＦＥＴドライバから得られる電流ＩとＭＯＳＦＥＴの入力キャパシタンスＣを、式Ｉ＝Ｃ ｄｖ_ｇｓ／ｄｔを用いて接続する。式中、ｄｖ_ｇｓは装置のオン／オフを切換えるのに必要なゲートソース電圧であり、ｄｔは装置をオン／オフにする時間である（立上がり／立下がり時間＋ターンオン／ターンオフ遅延）。このシングルエンドのＭＯＳＦＥＴ構成を、直列接続された２つのトランジスタを含むハーフブリッジ構成、または、「Ｈ」形態で接続された４つのトランジスタを含むフルブリッジ構成に置き換えてもよい。これらの構成は、スイッチモード電源設計の分野で経験を積んだＲＦエンジニアには周知である。

変圧器１７５の二次コイル１７８は、ＲＦ同調器１８０を介して、図３において代表的なリアクタンス成分を用いて示している同軸伝送媒体１８２の内部導体１８４と外部導体１８６との間に、接続される。この構成の集中素子等価回路は、直列インダクタンスおよびシャント（並列）キャパシタンスである。この例において、ＲＦ同調器１８０は２つの機能を果たす。すなわち、二次コイル１７８のパルス状出力に対してフィルタリングを行なって正弦波ＲＦ信号（基本）を抽出しこれをプローブ１８８に送る機能と、装置のインピーダンスを組織負荷１９０と整合させるように働くリアクタンスを提供する機能である。簡潔にするために、図３のＲＦ同調器１８０は、二次コイル１７８と直列の可変インダクタンス１９２と、生成器の出力に対して並列（シャント）接続された可変キャパシタンス１９４とを含むものとして、示されている。この配置は、可変直列キャパシタンスの次に可変シャントインダクタンスが配置されたものに変更してもよい。２つの可変同調素子ではなく、１つの固定値同調素子（ＬまたはＣ）と１つの可変同調素子（ＣまたはＬ）とを用いることが好ましいであろう。直列同調素子の前に（すなわち先行して）シャント同調素子を配置することが好ましいであろう。このネットワーク内においてさらなる同調素子を用いることが好ましいであろう。すなわち、並列接続されたキャパシタに続いて直列接続されたインダクタを設けその次に第２の並列接続されたキャパシタを設けてもよい。これらインダクタおよびキャパシタは相互に入れ替えてもよい。同調ネットワークを、電圧と電流の間の位相角を調整して力率を補正するのに用いられる出力変圧器の両端に接続された１つのシャントキャパシタと置き換えることは、好ましいであろう。

アプリケータ１８８は、平行板キャパシタ（またはマイクロ波周波数解析のための平行板伝送線）であってもよい。これは、誘電材料、たとえば石英またはセラミックの層によって分離された２枚の金属板（能動および戻り）を含み、これらの金属層は各々４μｍの銅の次に２μｍの金が設けられたものであり、板の寸法は２ｍｍ×１２ｍｍである。

図４は、図３に示されるＲＦチャネルをより詳細にしたものを示している。図４には、上記ＲＦ同調器の機能を果たす構成要素が示されている。図３の構成要素と同じ機能を有する構成要素には同じ参照番号を付し、その説明は繰返さない。

図４において、変圧器の二次コイルは、パルス状ＲＦ出力から基本正弦波信号を抽出するローパスフィルタ１９６に接続される。ローパスフィルタ１９６の出力は、変圧器１７５の二次コイルに直列接続された可変キャパシタ１９８に入力される。この例において、可変キャパシタ１９８は、独立してこのチャネルに切換えるまたはこのチャネルから切換えることができる複数（この場合は４つ）のキャパシタ２０１を含む。各キャパシタ２０１は、プレート同士の短絡によって閉じられたときにそれぞれのキャパシタをオフに切換えるのに用いることができるバイパススイッチ２０２を有する。バイパススイッチ２０２は、コントローラ１０６が生成するそれぞれの制御信号Ｃ₁〜Ｃ₄によって機能する。キャパシタ２０１は、異なるキャパシタンス、たとえば、バイナリシーケンスで配置された１×、２×、４×、および８×ベースキャパシタンスを有してもよい。

同様に、可変インダクタ２０４は、キャパシタ列２０１の遠位端にある変圧器１７５の二次コイルに対して並列（シャント）接続される。この例において、可変インダクタ２０
４は、独立してこのチャネルに切換えるまたはこのチャネルから切換えることができる複数（この場合は４つ）のインダクタ２０６を含む。各インダクタ２０６は関連するバイパススイッチ２０８を有し、これにより、対応する巻線２０６の始点および終点を短絡させるまたはバイパスすることができる。バイパススイッチ２０８は、コントローラ１０６からのそれぞれの制御信号Ｃ５〜Ｃ８によって機能する。インダクタ２０６は異なるインダクタンスを有してもよい。たとえば、システムを整合させることができる可能な負荷インピーダンスにできる限り大きな変動を与えるために、すなわちスミスチャートをできる限りカバーするために、バイナリシーケンスで配置された１×、２×、４×および８×ベースインダクタンスとして配置してもよい。

図５は、代替の実現例としての可変インダクタ２０７を示す。ここで、ワイヤ２０９のソレノイドコイルが磁性材料２１１のバーの周りに巻かれることによって、同調回路のためのインダクタを形成する。可変インダクタ２０７は、バー２１１がコイル２０９に挿入される距離を変化させることによって機械的に機能する。このバーの磁性材料の比透磁率が高い（束増幅器（flux multiplier））ので、バー２１１の小さな移動が、コイル２０９のインダクタンスに著しい変化をもたらすことができる。バー２１１はその軸に沿って後方および前方に移動させることができる。これを制御するのは、１対のソレノイドまたは１つのソレノイドと、電流を巻線に沿って両方向に駆動できるようにする制御回路である。これに代えて、磁気歪みまたは圧電（ＰＺＴ）材料に基づくアクチュエータを用いてロッドを移動させてもよい。

図５において、バイアス電流（Ｉ）が、ＤＣ（または低周波数）電流源２１３からバーに印加される。この電流は磁化力（Ｈ）を生じさせる。ここで、Ｈ＝巻数（Ｎ）×電流（Ｉ）÷ソレノイドまたは巻線の長さ（ｌ）である。これは、比透磁率または磁化の値を変化させることによりインダクタンス（Ｌ）の変化を生じさせるように作用する。この配置は、磁化（Ｍ）がＨの関数である比透磁率に比例すると想定するとともに、磁化曲線が非線形、すなわち「Ｓ」字型であると想定している。したがって、Ｌ＝ｆ（Ｈ）またはＬ＝ｆ（Ｉ）である。

図５において、インダクタ２１５は、より高い周波数のＲＦ信号が電流源２１３に入ることを阻止するために使用される。この阻止インダクタ２１５のインダクタンスは同調インダクタ２１１のインダクタンスよりもはるかに大きく、これがＲＦ信号を阻止するのに十分高い誘導性リアクタンスを生じさせる。ＤＣ阻止キャパシタ２１７は、同調回路の出力と直列接続されて、電流源２１３によって生成されたＤＣ電流が、ケーブルアセンブリに沿って流れてアプリケータを通り患者の体内に入ることができないようにする。同調コイル２１１の内側に配置された磁性材料２０９は、動作周波数での損失が小さくなければならない。すなわち、鉄塵またはフェライトが用いられてもよく、印加された場に対して非線形磁化応答を示すことにより、この構成を用いてインダクタンスを調整できるようにしてもよい。ＤＣまたは低周波数バイアス場は、ＲＦ信号に対して動作点を設定するであろう。

図６は、ＲＦ同調回路で使用し得るさらなる実施の形態としての可変インダクタ２１９を示す。この構成は以下の点を除けば図５に似ている。図６では、磁性材料のロッド２０９がトロイダルコア２２１と置き換えられており、別の誘導性巻線２２３を用いてＤＣまたは低周波ＡＣ場を材料に与えて磁化または動作点を変化させることにより、回路を同調させるまたは整合機能を果たすために使用される同調インダクタンスの値を変化させる。

再び図４を参照して、可変キャパシタ１９８および可変インダクタ２０４の位置を逆にしてもよい。本発明は、直列リアクタンスおよび並列リアクタンスを独立して調整できるのであれば、変圧器の二次コイルと並列接続および直列接続されたインダクタおよびキャパシタが混在していても機能し得る。

実施の形態によっては、変圧器の二次コイルから出力されたＲＦ信号をさらに増幅することが望ましい場合がある。そのために、１つ以上の追加の変圧器回路を設けてもよい。これに代えてまたはこれに加えて、電力増幅器、たとえばプッシュプル増幅器、ハーフブリッジ、フルブリッジなどを、二次コイルと調整可能なリアクタンス（可変インダクタンスまたはキャパシタンス）との間に設けてもよい。

図４はまた、ＲＦ信号の電圧および電流の測定方法の一例を概略的に示している。検出変圧器（または変流器）２１０は、変圧器１７５の（すなわちＲＦチャネル自体の上にある）二次コイルと直列接続された一次コイルを有してもよい。変流器２１０は、変圧器１７５の一次側にも接続されてもよい。この検出変圧器の二次コイルを接地することにより、（ＲＦチャネルの上の）一次コイルの電流が二次コイルにおける信号を励起するようにしてもよい。これは、変流器（ＣＴ）として知られている。この変流器（ＣＴ）では、一次巻線を通常は巻数１にすることにより、メイン回路の性能に対するＣＴの影響を最小にする。すなわち、これは、（必要に応じて）その両端に接続されたキャパシタンスの適切な値を用いて共振させることができる、小さなインダクタンスしか導入しない。負荷抵抗器（burden resistor）も通常はＣＴの二次巻線の両端に接続されて、この回路に流れる電流に比例する電圧レベルを抽出できるようにする。励起された信号の電圧Ｖ_A（変流器２１０の一次コイルの電流に比例する）は、調節（この場合バッファ増幅器２１２および電圧制限ツェナーダイオード２１４を用いる）の次にコントローラ１０６に伝えられる。電圧を、変圧器１７５の二次コイルと並列接続されたリアクタンス分圧器２２０（この例ではキャパシタ２１６、２１８を用いて実現される）を用いて測定してもよい。分圧器から結合された電圧Ｖ_Bを、調節（この場合バッファ２２２および電圧制限ツェナーダイオード２２４を用いる）の次にコントローラ１０６に伝える。さらなる調節、たとえば、フィルタリングおよび整流を、電圧Ｖ_A、Ｖ_B各々に対し、これらがコントローラに入力される前に行なってもよい。

別の実施の形態では、分圧器２２０を、調整可能な並列のリアクタンス２０４に組込んでもよい。すなわち、総並列リアクタンスは調整可能であるが、１つまたは２つの固定素子を含めることにより、システムの制御に使用される測定信号を与えてもよい。分圧器２２０のさらに他の実施の形態は、直列接続された２つの抵抗器であり、回路に対する負荷を最小にするために高い値が選択される、すなわち１０ｋΩよりも大きな値が選択される。これら抵抗器はまた、動作周波数において非誘導性でなければならない。たとえば、金属膜抵抗器が候補として最適であろう。さらに他の実施の形態では、出力変圧器１７５の一次側および二次側から巻線を分岐することにより、または、追加の直列インダクタンスを挿入することにより、電圧を測定してもよい。この電圧は、マイクロコントローラまたはインターフェイスボードに入力される前に、フィルタリングおよびクランプする必要があるであろう。

保護用のローパスフィルタ２２６を、調整可能なリアクタンスとプローブとの間に接続することにより、反射したマイクロ波信号がＲＦチャネルに入ることを防止してもよい。マイクロ波がＲＦチャネルに入ると、出力トランジスタが損傷するか、または、結果として回路が突然所望の動作周波数と異なる周波数で発振するかもしれない。このフィルタは、動作周波数のＲＦ範囲またはマイクロ波範囲周辺の望ましくない周波数で存在するエネルギも除去し得る。

図７は、マイクロ波チャネルの構成要素の概略図を示す。マイクロ波源２２８は、安定した（たとえば固定された）周波数を有するマイクロ波信号を出力する。マイクロ波源２２８からの出力は可変減衰器２３０に入力され、この減衰器は、コントローラ（図示せず）からの制御信号Ｃ₉に基づいてこの出力の大きさを制御する。可変減衰器２３０からの出力は切換部２３２に入力され、この切換部は、コントローラからの制御信号Ｃ₁₀に基づいてこの出力を変調する。実際、減衰器２３０と切換部２３２は組合せて１つの装置にできる。その場合に用いる可変減衰器の応答時間（新たなデジタル入力信号を受けた際に信号減衰を変える時間）は、この装置が変調器として機能するのに十分速いまたはこのシステムがパルスモードで動作するのに十分速い。すなわち、減衰器の応答時間が１００ｎｓでシステムをパルスモードで動作させることになっておりパルスの幅が５ｍｓでなければならずパルスとパルスとの間のオフ時間が２０ｍｓである場合、この装置を用いて上記２つの目的を果たすことは非常に簡単である。切換部２３２の出力を受けるのは電力増幅器２３４であり、これは、マイクロ波信号を、有用な治療効果を生むのに適切なパワーレベルまで増幅する。電力増幅器２３４からの出力はサーキュレータ２３６の第１のポートに入力される。サーキュレータ２３６は、増幅器を、プローブから戻ってきた反射信号から分離する。サーキュレータの第２のポートで受ける反射信号は、第３のポートからパワーダンプ負荷２３８に導かれる。

増幅器からの順方向信号は、順方向指向性カプラ２４０に接続されたサーキュレータの第２のポートから出力される。このカプラは、順方向信号の一部を検出器２４２に結合する。検出器２４２の出力はコントローラに接続される。順方向指向性カプラ２４０の出力は、反射信号の一部を検出器２４６に結合する逆指向性カプラ２４４に入力される。検出器２４６の出力はコントローラに接続される。逆指向性カプラ２４４の出力は、調整可能なインピーダンスを有するマイクロ波同調ネットワーク２４８に入力される。同調ネットワーク２４８の出力は、順方向指向性カプラ２５０および逆指向性カプラ２５２に入力され、順方向および反射信号の一部は、それぞれ順方向および逆指向性カプラ２４０および２４４と同様のやり方で、検出器２５４および２５６に結合される。検出器２５４および２５６の出力はコントローラに接続される。本発明は、ダイオード検出器、すなわち、ログ振幅検出器、ホモダイン位相および大きさの検出器の使用に限定されず、ヘテロダイン位相および大きさの検出器または排他的ＯＲゲート（ＥＸＯＲ）位相検出器を用いて２４２、２４６、２５４、および２５６を実現してもよい。位相の情報および大きさの情報を抽出する能力は、ＲＦおよびマイクロ波同調ネットワークの正確な調整を行なうことができるという点で有用であり、より高度な制御を提供するとともに、整合させることができる利用可能なインピーダンスに関して整合システムの性能を改善するが、本発明は、位相および大きさの情報を抽出してシステムを制御する必要性に限定されない。ＲＦおよび／またはマイクロ波チャネルに関する測定情報は、位相の情報のみを測定することによって得てもよい。

コントローラは、ダイオード検出器（または他の種類の検出器）２４２、２４６、２５４、２５６からの出力を用いて、負荷（たとえば組織またはガスプラズマ）に伝送されるパワーの量を求めてもよく、および／または、同調ネットワーク２４８のインピーダンスを制御するための手段として、反射したパワーを最小にし、生成器によって生成されたエネルギを組織負荷の変化するインピーダンスと整合させることにより、エネルギが生成器に戻ったために生じる構成要素の加熱を最小にするという点、および、対象とする組織に伝送されるエネルギを正確に定量化するという点で、最適な効率で行なわれる組織へのエネルギ伝送、および、最適なシステム性能を、提供する。

図７の同調ネットワーク２４８は、マイクロ波チャネルに並列接続された３つのＰＩＮダイオードスイッチ２５８を含む。各ＰＩＮダイオードスイッチ２５８は、独立したＤＣまたは相対的に低い周波数、すなわち１０ｋＨｚ以下の周波数、および、その状態を制御するための電圧制御信号Ｃ₁₁〜Ｃ₁₃（コントローラが生成）を含む。ＰＩＮダイオードスイッチは、対応するシャントキャパシタンス２６０（伝送線すなわちマイクロストリップまたは同軸線の一部によって形成されてもよい）をマイクロ波チャネルに切換えるように機能する。図示の直列インダクタ２６２（これも伝送線の一部であってもよい）は、シャント素子同士の間に接続されている。これらシャントキャパシタンスと直列インダクタンスの組合せによって同調ネットワークまたはフィルタが形成され、キャパシタンスまたはインダクタンスの総合値を形成する個々の素子を切換える能力によって、このネットワークは可変同調フィルタとして機能することができる。同調範囲を拡大するために、このネットワーク内の素子の数を増してもよい。同調キャパシタンスの総合値を構成するシャントキャパシタンスの固定値に対して重み付け、すなわち、バイナリ重み付けを行なうことにより、出来るだけ大きな範囲の変化をもたらすことができる。同調ネットワークを形成するインダクタおよびキャパシタの位置を入れ替えてもよい。すなわち、インダクタを並列接続しキャパシタを直列接続してもよい。このネットワークで使用されるキャパシタンスおよびインダクタンスの値は、多様な長さの伝送線を、シャント素子同士の間に、および／または、伝送線と同調素子に並列接続されたスイッチとの間に挿入することによって、実現してもよい。すなわち、物理的な長さが、案内される波長の８分の１である、伝送線の長さによって、伝送線の特性インピーダンスに等しい値の誘導性リアクタンスが生じるであろう。

同調ネットワーク２４８を他のやり方で実現してもよい。図８は代替構成を示しており、この構成では、複数の第１のバラクタダイオード（またはパワーＰＩＮダイオード）２６４がマイクロ波チャネル上で直列接続され、複数の第２のバラクタダイオード（またはパワーＰＩＮダイオード）２６６がマイクロ波チャネルに並列接続されている。制御可能なＤＣバイアス信号Ｃ₁₄〜Ｃ₁₉を与えることにより、各バラクタダイオード２６４、２６６の電圧を制御して、空乏領域の長さを変えることにより、キャパシタンスを変化させることができる。阻止インダクタ２６８は、マイクロ波エネルギが戻ってＤＣ源に入ることを防止する。これらのインダクタをマイクロストリップで、すなわち、プリントされたインダクタで、または、ワイヤの小さなコイルで実現してもよい。このようにして、直列バラクタダイオードは、伝送線の一部として機能する。この伝送線の電気長は、λ／２まで変化させることができ、λはマイクロ波エネルギの波長である。並列シャントバラクタダイオードは、その電気長をλ／４まで変化させることができるスタブとして機能し得る。ＤＣ阻止キャパシタ２７０は、同調ネットワークとプローブとの間に接続されて、ＤＣまたは低周波ＡＣ電流が患者の体内に伝送されることを防止する。すなわち、ＤＣ患者絶縁バリアを提供する。

図９は、マイクロストリップスタブを用いて実現される、同調ネットワークのもう１つの代替構成を示す。この例では、長さが異なる３つのマイクロストリップスタブ２７２が、マイクロ波チャネル上のマイクロストリップ線に接続される。各スタブ２７２は、ＤＣ信号Ｃ₂₀〜Ｃ₂₂によって制御されるＰＩＮダイオード（または電気機械）スイッチ２７４を用いて、短絡（スイッチが接触しているかまたは接合部が閉じている）と開路（スイッチまたはチャネルが開いている）の間で独立して切換えることができる。スタブ２７２を形成する伝送線は、リアクタンス（容量性もしくは誘導性）またはインピーダンスの範囲を表わす長さに設定することができる。図９に示される構成によって、異なる８つすなわち２³の同調位置を選択できる。図７の例と同様に、図示のインダクタ２７６はシャントスタブ同士の間に直列接続されている。ここで示されているインダクタは、マイクロストリップ線の形で実現された細い伝送線であり、これら伝送線は、伝送線の特性インピーダンスを形成する線よりも細い線を誘電材料上にプリントすることによって、実現されている。線の幅／直径および／または長さによって動作周波数において必要なインダクタンスのインダクタを実現できるのであれば、他の伝送線構成を用いてもよい。この構成はインダクタ２７６の使用に限定されない。すなわち、マイクロストリップ線の幅を広げて、伝送線の特性インピーダンスと等しいインピーダンスの線を形成するのに必要な幅よりも大きくすることによって、同調インダクタンスではなく同調キャパシタンスを生成してもよい。

別の例では、伝送線スタブ、または、スタブを形成する導波路（矩形または円筒形）部分を、マイクロストリップスタブの代わりに用い、同軸トロンボーン構造を用いて位相を変化させてもよい。

図１０および図１１はそれぞれ、電気外科手術装置の動作を解析するために使用できる、ＲＦチャネルのための集中素子回路３００およびマイクロ波チャネルのための分布素子回路３０２を示す。

図１０はＲＦ生成器３０４を示しており、ソースインピーダンス３０６が、可変直列キャパシタ３０８とこれに続く可変並列接続インダクタ３１０とを含む集中素子同調回路に、接続されている。伝送線（すなわち同軸ケーブルアセンブリ）はシャントキャパシタ３１２によって表わされ、プローブは別のキャパシタ３１４によって表わされている。組織負荷はシャント抵抗３１６として示されている。同軸ケーブルアセンブリが、Huber & Huhner社の直径２．２ｍｍの半剛性ケーブルアセンブリであるSucoform８６の場合、１メートル当たりのキャパシタンスは９５ｐＦである。したがって、同軸ケーブルアセンブリの長さが２ｍであれば、そのキャパシタンスは１９０ｐＦである。本発明を実現するための、対象ＲＦ周波数で、このプローブを平行板キャパシタとして扱うことができる。その構成を先に簡単に説明した平行板伝送線アプリケータを用いる場合、板と板の間の分離距離は０．６ｍｍ、幅は２ｍｍ、長さは１２．７ｍｍであり、比誘電率が４．１の石英が２枚の板の間に挟まれている。この場合、そのキャパシタンスは１．５３ｐＦである。ＲＦ切断のためのモデルにおいて使用できる代表的な組織インピーダンスは、１ｋΩと１００ｋΩの間の抵抗である。したがって、図１０に示される集中素子ＲＦ同調システムでは、可変同調ネットワークがソースインピーダンスと整合していなければならない。ここで、値が１９１．５３ｐＦのキャパシタンスが、１ｋΩと１００ｋΩの間の可変抵抗値と並列である。

図１１に示されるマイクロ波チャネルの解析は、各素子が複素インピーダンスとして表わされている、インピーダンスの分散ネットワークに基づく。図示のマイクロ波生成器３１８は、生成器のインピーダンス３２０に直列接続されており、公称５０Ωである。ソースインピーダンスは、分布素子マイクロ波同調器に接続され、この同調器は、４つの直列接続固定インピーダンス３２２、３２４、３２６、３２８と、上記直列インピーダンスの遠位端と近位端との間に接続された、３つの並列接続可変インピーダンス３３０、３３２、３３４とから構成されている。この同調ネットワークの出力は、公称インピーダンス３３６が５０Ωである同軸ケーブルアセンブリに接続される。同軸ケーブルアセンブリの遠位端はプローブに接続され、これは、平行板伝送線としてモデル化されており、そのインピーダンス３３８は以下の式によって与えられる。

式中、ｈは誘電材料の厚み、ｗは平行板の幅、ε_rは誘電材料の比誘電率である。本発明を実現するのに使用される特定の実施の形態において、ｗ＝２ｍｍ、ｈ＝０．６ｍｍ、およびε_r＝４．２であり、これにより、５５．１９ΩのアプリケータインピーダンスＺ_{ｐｒｏｂｅ}が得られる。

対象となるマイクロ波周波数での、代表的な種類の組織（この場合肝臓および結腸）のインピーダンス３４０は、対象となる周波数で測定または算出した誘電率および伝導率の値を用いて算出できる。対象となる３つの周波数での誘電特性は以下の表１に示されている。

対象となるマイクロ波周波数での組織のインピーダンスを得るために、無限媒質におけるバルク値またはＴＥＭ平面波伝送を想定してもよい。吸収性の誘電材料について、インピーダンスを算出するための式は以下のとおりである。

式中Ｚはインピーダンスをオーム（Ω）で表わしたものであり、ωはラジアン周波数（２πｆ）であり、ｆは周波数をヘルツ（Ｈｚ）で表わしたものであり、μ＝μ₀μ_rは自由空間の透磁率を磁性材料の比透磁率で乗算したものであり、ε＝ε₀ε_rは自由空間の誘電率を誘電材料の比誘電率で乗算したものであり、ρは、生物材料の密度をｋｇ／ｍ³で表わしたものである。

上記式に示されたインピーダンスを二乗し、この二乗を実部と虚部に分けると次のようになる。

この式から係数を算出し平方根を取る場合、対象となるさまざまな周波数での代表的な組織モデルについて、インピーダンスの大きさを求めることができる。これらのインピーダンスは以下の表２に示されている。

インピーダンスの値は、Ｚの実部および虚部について解くことによって算出できる。これらのインピーダンスは以下の表３に示されている。

プローブは、プローブの電気長を、動作周波数における負荷波長の４分の１の奇数倍に等しくすることによって、４分の１波長変成器の形態としてもよい。この構成を用いて、５０Ωの伝送線１１２（または固定インピーダンスの他の伝送線およびエネルギ源）と、非５０Ωの組織インピーダンス４５１との間に、静的なインピーダンス整合をなしてもよい。

ある範囲のインピーダンス値および可変／固定ライン長によって表わされ図１１に示される分布素子マイクロ波同調システムの、同調ネットワーク内の可変素子３３０、３３２、３３４は、同軸ケーブルアセンブリ（インピーダンス３３６）およびプローブ（インピーダンス３３８）が同調器の出力ポートと、プローブと接触している組織との間に接続されたときに、ソースインピーダンス３２０と整合させなければならない。

図１２および図１３は、本発明に使用できるバイポーラアンテナ構造を有するプローブ３４２の一例の図を示す。プローブ３４２は、同軸ケーブル３４６に接続された厚み０．６ｍｍの平行板伝送線３４４を有する。このプローブは、２．４５ＧＨｚ、５．８ＧＨｚおよび１４．５ＧＨｚでの動作に適している。同軸ケーブル３４６は、内部導体３４８と、外部導体３５０と、内部導体３４８と外部導体３５０を分離する誘電材料３５２とを含む。同軸ケーブル３４６の遠位端において、内部導体３４８および外部導体３５０は、誘電材料３５２から突出した部分３５４、３５６を有する。平行板伝送線３４４は、これら突出部３５４と３５６の間に挟まれ、その近位端は同軸ケーブルの遠位端と接触している。内部導体の突出部３５６は伝送線３４４の上側の導電層３５８と接触するように配置され、外部導体の突出部３５４は伝送線３４４の下側の導電層３６０と接触するように配置されている。

間隙３６２が、上側の導電層の近位端と同軸ケーブルの遠位端との間に設けられて、対象となる周波数での一定の静的インピーダンス整合をもたらし、かつ内部導体と外部導体の間の短絡を防止する。

プラスチックチューブ支持体３６４は、伝送線３４４と同軸ケーブル３４６の接合部の上に設けられている。チューブ支持体３６４は、その内径が同軸ケーブル３４６の外径よりも大きいので、同軸ケーブルの上から嵌めることができる。チューブの、同軸ケーブルと接触する側の端部を、先細り形状にするかまたは角を丸くすることによって、このチューブが、外科手術用内視鏡（またはこの装置を体内に導入するために使用される他の外科手術用機器）を挿入するおよび／または取出す過程において、内視鏡の機器通路の内壁に損傷を与えることを防止してもよい。取付構造３６８、たとえば接着剤などを、同軸ケーブル３４６とチューブ支持体３６４との間に取付けることにより、ケーブルを適所で固定する。同様に、取付ブロック３６６（たとえば接着剤または固体材料）を、伝送線３４４とチューブ支持体３６４との間に取付けることにより、伝送線を適所で固定するとともに水分または組織がこの構造の中に入ることを防止する。

ある特定の実施の形態において、伝送線は、ＴＲＦ−４１という、厚み０．６１ｍｍのシート３６８（誘電率４．１、損失正接０．００３５）、または同様の誘電率および損失正接を有する硬質石英材料、または、適切な低損失のマイクロ波セラミックを含んでもよい。同軸ケーブル３４６の外径は約２．２ｍｍでありピン直径は０．５７４ｍｍである。この実施の形態で使用される同軸ケーブル３４６は（Micro-Coaxの）ＵＴ ８５Ｃ−ＬＬであるが、この装置はこの特定のケーブルアセンブリに限定されない。すなわち、Huber & Suhner社のSucoform ８６を用いて同様の総合的な装置性能を提供してもよい。

平行板伝送線３４４上の導電層３５８、３６０は、真っすぐにシート３６８の遠位端まで延びており、幅が２．００２ｍｍである。これらの導電層は、１層の銅の次に１層の金を重ねたもの、１層の金のみ、または１層の銀のみによって形成してもよい。このメタライゼーション層は、基板の上に直接積層してもよい。この特定の実施の形態において、シート３６８の幅は２．６ｍｍである。この構造体は、平行板伝送線として知られており、特性インピーダンスＺ_oは、上記式を用いて算出される。誘電率４．２の石英誘電体の場合、誘電体の厚みは０．６ｍｍ、幅は２ｍｍで、この構造体の特性インピーダンスは５５．１９Ωである。このアプリケータ構造体が、無限の接地面を含む場合、すなわち、上のメタライゼーション層（能動層）の幅が下のメタライゼーション層（戻り層）の幅よりも遥かに狭い場合、この構造体は平行板線ではなくマイクロストリップ線として知られているものである。他の周知の伝送線構造をこの装置の実現のために考慮することもできる。たとえば、コプレーナ（coplanar）線路、懸垂ストリップ線路などである。支持チューブ３６４は、外径３．１ｍｍのポリプロピレンチューブであってもよく、内径を２．６ｍｍとして、適切に外科手術用内視鏡の内側に滑らせて嵌める必要がある。よって、壁の厚みは約０．２５ｍｍである。材料および厚みは不可欠な要素ではなく、ナイロンもしくはポリエチレンを用いてもよく、または多数の他のプラスチックを用いてもよい。この伝送線のエッジを面取りすることにより、プローブがチューブの直径の真下の適所に収まるようにしてもよい。

このチューブは伝送線３４４の長さに沿って５ｍｍ延びている。ここで同軸ケーブルとの重なりは５ｍｍであるが必要に応じてどのような長さでもよい。界面は面取り、すなわち４５°で面取りすることが好ましいであろう。チューブは、曲げられた内視鏡を通るのに十分短くてもよい。チューブの主な目的は、プローブを支えること、および、プローブを内視鏡の端でしっかりと把持することである。実際、チューブは６０ｍｍ以下であってもそれよりも長くてもよい。なぜなら、機器（放射ブレード）が機器チャネルの端から５０ｍｍ以下または５０ｍｍを超える長さだけ突出している一方で、放射部分が曲がるまたは変形することなく組織の中に押込まれるのに必要な程度の剛性および強度を有していることが望ましいであろうからである。場合によっては、チューブが機器チャネルの端から全く突出していないことが必要である。突出していると、視野を遮ることになり機器の操作が難しくなるからである。

取付構造３６８および取付ブロック３６６は、この構造体を適所で保持するのに使用できるものであれば、ほぼどのような材料で作られていてもよい。この材料は、プローブの端および同軸ケーブルのピンから離れている限り装置の性能に影響しないからである。

上側の導電層３５８と同軸ケーブルの間の間隙３６２は０．５ｍｍである。この間隙は重要である。なぜなら、この間隙によって、プローブの放射部分と、最適なマイクロ波周波数すなわち５．８ＧＨｚのエネルギを組織の中に放射する装置の端部分と接触している代表的な生物組織との間に、静的インピーダンス整合がもたらされるからである。

プローブの中心は同軸ケーブルの中心から約０．５ｍｍ（０．５３ｍｍ）オフセットされている。外側のチューブは、その軸がプローブの中心の約０．３ｍｍ上にあるが、このアセンブリの上に嵌められて構成要素を適所で保持していればよい。

誘電体シート３６８は、動作周波数において波長の４分の１または４分の３をわずかに超える長さであることにより（誘電材料によって生じる負荷を考慮）、定在波がプローブのベース近くの支持プラスチックチューブに強く結合しないようにすればよい。このことは、チューブ用の材料の選択が、その電気的性能すなわち損失率または誘電率という観点では重要でないことを示唆している。この構造体の長さは、対象周波数での負荷波長の４分の１の任意の奇数倍に延ばしてもよい。

図１４は、別個の測定チャネルを有する本発明のある実施の形態に従う電気外科手術装置４００のシステム全体の図を示す。この実施の形態において、マイクロ波チャネルは、マイクロ波周波数源４０２と、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を含むパワーコントロールモジュールと、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、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Ｖ₁₂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。

この実施の形態では、測定チャネルを形成するために、パワースプリッタ４２４（たとえば３ｄＢパワースプリッタ）を用いて、マイクロ波周波数源４０２からの信号を２つに分岐する。これに代わる実施の形態では、パワースプリッタ４２４は省き、別の周波数源を測定チャネルのために使用する。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し、接続された上記構成要素を有する。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Ｖ₁₄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Ｖ₁₅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１４に示される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に送る。これは先に図１を参照しながら述べたとおりである。

図１５は、図１４に示されるシステムと同様であるが、マイクロ波チャネルおよびＲＦチャネル上の信号を整合または同調させるための構成要素も含む、電気外科手術装置５００のシステム全体の図を示す。図１４および図１５に共通する構成要素には同じ参照番号を付し、その説明は繰返さない。

マイクロ波チャネル上で、インピーダンス調整器５０２が増幅器モジュールとプローブとの間に接続される。インピーダンス調整器５０２は、制御信号Ｖ₁₇を介してコントローラ４０６によって制御される。サーキュレータ５０４は、増幅器モジュールとインピーダンス調整器５０２との間のアイソレータとして機能して、電力増幅器４１２を反射信号から保護する。順方向カプラ５０６は、電力増幅器４１２とサーキュレータ５０４との間に接続されて、電力増幅器モニタ信号を結合する。順方向カプラ５０８および反射カプラ５１０は、サーキュレータ５０４とインピーダンス調整器５０２との間に接続されて、インピーダンス調整器５０２の前のマイクロ波チャネル上の順方向および反射パワー信号に関する情報を提供する。順方向カプラ５１２および反射カプラ５１４は、インピーダンス調整器５０２とプローブ４２０との間に接続されて、インピーダンス調整器５０２の後のマイクロ波チャネル上の順方向および反射パワー信号に関する情報を提供する。カプラ５０８、５１０、５１２、５１４を組合せることで抽出できる情報によって、コントローラ４０６は、プローブから伝送されるパワーおよびインピーダンス調整器５０２における電力損失を求めることができる。後者は任意なので、１対のカプラ５１２、５１４のみが必要な場合もある。信号選択スイッチ５１６は、制御信号Ｖ₁₂を介してコントローラ４０６により操作されることができ、カプラ５０６、５０８、５１０、５１２、５１４の出力のうちの１つを、ヘテロダイン受信器に接続する。この出力が受信器からコントローラ４０６に与えられてマイクロ波信号情報を提供する。

ＲＦチャネル上では、ＲＦ同調ネットワーク５１８が、出力変圧器４６２の二次コイルに接続され、制御信号Ｖ₁₈を介してコントローラ４０６によって操作されることができる。この実施の形態において、ＲＦ同調ネットワーク５１８は、調整可能な直列インダクタンスおよび調整可能なシャントキャパシタンスを含み、これはたとえば図４を参照しながら先に述べた構成の逆である。

ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネルから得ることができる位相および大きさに関する情報を用い、ＲＦ同調ネットワーク５１８およびインピーダンス調整器５０２の中に含まれる可変素子を制御して、ＲＦチャネルおよびマイクロ波チャネル双方からのエネルギ伝送効率を最大にすることができる。

図１６は、本発明の信号合成器として使用するためのダイプレクサ部５３０を示すブロック図である。ダイプレクサ部５３０は、「オープンマイクロストリップ」構成の回路を用いて構成される。マイクロ波チャネルからのマイクロ波ＥＭ放射は、ダイプレクサ部５３０に第１の入力ポート５３２から入り、ＲＦチャネルからのＲＦ ＥＭ放射は、ダイプレクサ部に第２の入力ポート５３４から入る。それぞれの伝送線は、第１および第２の入力ポートを、共通の（または一次）「Ｔｅｅ」接合部５３６の対向する入力ポートに接続する。一次Ｔｅｅ接合部５３６の第３の（直交）ポートは、さらなる伝送線によりダイプレクサ部５３０の出力ポート５３８に接続される。

図１６に示される例において、ダイプレクサ部５３０は、一体的に形成された阻止フィルタ５４０を備えることにより、マイクロ波パワーを第２の入力ポートから分離する。この阻止フィルタは「ローパス」フィルタであることが有効である。このフィルタはたとえば、マイクロ波ＥＭ放射の周波数（たとえば５．８ＧＨｚ）では反射性であるが、より低い周波数（たとえば５００ｋＨｚ）のＲＦ ＥＭ放射は通すものであってもよい。マイクロ波入力および出力ポート間におけるマイクロ波信号の伝送損失を確実に小さくするために、フィルタは、追加のリアクタンスが接合部で加えられないように配置される。

ダイプレクサ部５３０のための回路は、マイクロ波品質基板上にプリントされてもよい。セラミック充填ＰＴＦＥ系材料（たとえばRogers Corporationが製造するRT/duroid 6006）をこの目的に使用できる。基板の厚みは０．６３５ｍｍと１．２７ｍｍの間であってもよい。ダイプレクサ部を形成するために、基板材料の両側を電着銅で約３４μｍの厚さでコーティングする。この厚みによって、マイクロ波周波数で必要なハイパワーレベルに対応できる。

阻止フィルタの機能を提供するために、図１７に示される構成を有する回路素子を用いてもよい。この回路素子の形状的レイアウトを「ラジアルスタブ」と呼ぶことができる。これは、扇形のスタブ５４２を含み、スタブ５４２は、狭いベース部分で、マイクロストリップ伝送線５４４に「シャント」接続される。この構成の場合、ラジアルスタブは、その湾曲したエッジにおける開路を伝送線における短絡に変換する。よって、マイクロ波パワーの反射が短絡部分で誘起される。ラジアルスタブの物理的な寸法は、周知のシミュレーション技術を用いてマイクロ波周波数について求めることができる。

図１８は、阻止フィルタを実現するために使用し得るマイクロストリップパターン５４６の一例を示す。マイクロストリップパターン５４６は二次Ｔｅｅ接合部５４８を含み、その対向する入力は、低周波入力５３４と一次Ｔｅｅ接合部５３６との間に接続される。二次Ｔｅｅ接合部の直交入力は、マイクロストリップ伝送線５５０（すなわちメタライズされたトラック）に接続され、マイクロストリップ伝送線は、このマイクロストリップ線に沿ってＴｅｅ接合部と出力ポートの間に配置された３つのラジアルスタブを有する。２つ以上のラジアルスタブを用いると分離が増す。隣接するラジアルスタブ間の間隔をシミュレーション技術を用いて最適化してもよい。

図１９は、阻止フィルタのための代替のマイクロストリップパターン５５４を示し、ここで使用されるマイクロストリップライン５５６は、ラジアルスタブの代わりに、ハイインピーダンス部とローインピーダンス部が順次繰返し配置されたものを有する。ハイインピーダンス部５５８は狭い伝送線によって特徴付けられるのに対し、ローインピーダンス部５６０は広い伝送線によって特徴付けられる。

任意で、マイクロストリップダイプレクサ部は、一体的に形成されたハイパスフィルタを有してもよい。このハイパスフィルタは、低周波ポート５３４からのＲＦ ＥＭ放射を、マイクロ波生成器に入らないように（すなわちマイクロ波入力５３２から漏出しないように）阻止するように機能し得る。この機能を提供するために、マイクロストリップパターンは、マイクロ波入力５３２と一次Ｔｅｅ接合部５３６との間に、マイクロストリップ伝送線と並列の矩形スタブを含んでもよい。このスタブの端部は接地面への短絡を示し、このスタブの長さはマイクロ波ＥＭ放射の周波数（たとえば５．８ＧＨｚ）でのガイド波長の４分の１であることが有効である。その結果、短絡インピーダンスは、スタブがマイクロストリップ伝送線の端に接続される位置における開路インピーダンスに変換される。

Claims (26)

1. 生物組織の切除のための電気外科手術装置（１００）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ＲＦ信号生成器（１０２）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（１０４）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（１１８）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（１１８）を前記ＲＦ信号生成器（１０２）に接続するためのＲＦチャネルと、前記プローブ（１１８）を前記マイクロ波信号生成器（１０４）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ＲＦチャネル上の電流および電圧を示すＲＦ検出信号（Ｓ _ＲＦ ）を生成するための、ＲＦ信号検出器（１００６）と、
   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（１１８）によって伝送されるマイクロ波パワーを示すマイクロ波検出信号（Ｓ _Ｍ１ ，Ｓ _Ｍ２ ）を生成するための、マイクロ波信号検出器（１０１２，１０１４）と、
   前記ＲＦ信号検出器（１００６）および前記マイクロ波信号検出器（１０１２，１０１４）と通信して前記ＲＦ検出信号および前記マイクロ波検出信号を受けるコントローラ（１０６）とを備え、
   前記コントローラ（１０６）は、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であり、前記ＲＦ ＥＭ放射についてのエネルギ伝送プロファイルは組織切断のためのものであり、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は組織の止血または封止または凝固または焼灼のためのものであり、
   前記コントローラ（１０６）は、前記ＲＦ信号生成器（１０２）に対してＲＦ制御信号（Ｃ _ＲＦ ）を出力し前記マイクロ波信号生成器（１０４）に対してマイクロ波制御信号（Ｃ _Ｍ ）を出力するようにプログラムされたデジタルマイクロプロセッサ（１１０）を含み、前記ＲＦ制御信号および前記マイクロ波制御信号は、それぞれ、前記ＲＦ ＥＭ放射および前記マイクロ波ＥＭ放射についての前記エネルギ伝送プロファイルを設定するためのものであり、
   前記コントローラは、前記受けたＲＦ検出信号およびマイクロ波検出信号それぞれに基づいて前記ＲＦ制御信号および前記マイクロ波制御信号の状態を決定するように配置されることを特徴とする、電気外科手術装置。
2. 前記供給構造は、パワーレベルが１０ｍＷ以下のエネルギを伝送するための測定チャネルを含む、請求項１に記載の電気外科手術装置。
3. 前記測定チャネルは測定信号を前記マイクロ波信号生成器から受けるように接続され、前記装置は、マイクロ波ＥＭ放射が前記測定チャネルか前記マイクロ波チャネルのいずれかを通して前記プローブに伝送されるように、切換可能である、請求項２に記載の電気外科手術装置。
4. 前記マイクロ波信号検出器は、ヘテロダインまたはダブルヘテロダイン検出器を含む、請求項３に記載の電気外科手術装置。
5. 前記ＲＦ ＥＭ放射および／または前記マイクロ波ＥＭ放射についての前記エネルギ伝送プロファイルがパルス状波形を含む場合、前記装置は、前記パルス状波形のオフ時間中、エネルギを前記測定チャネルに沿って前記プローブに伝送するように配置される、請求項２に記載の電気外科手術装置。
6. 前記コントローラは、前記エネルギ伝送プロファイルを、前記ＲＦ ＥＭ放射および前記マイクロ波ＥＭ放射の波形および／またはパワーを調整することによって設定するように配置される、請求項１〜５のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。
7. 前記プローブの遠位端は、第２の導体（３６０）から空間的に分離された第１の導体（３５８）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
   前記マイクロ波ＥＭ放射を放射するアンテナの役割を果たすように配置される、請求項１〜６のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。
8. ガスの流れを前記プローブの前記遠位端に供給するように接続されたガス供給部（１２４）を含み、前記ガスの流れが存在する場合、前記ＲＦ ＥＭ放射は、前記プローブの前記遠位端の前記第１の導体と前記第２の導体との間で導電ガスプラズマを生成するように制御可能であり、前記マイクロ波ＥＭ放射は、前記ガスプラズマを維持するように配置される、請求項７に記載の電気外科手術装置。
9. 前記ＲＦチャネルおよび前記マイクロ波チャネルは、それぞれ、前記ＲＦ信号生成器（１０２）および前記マイクロ波信号生成器（１０４）からの物理的に別個の信号経路を含み、前記ＲＦチャネル上の前記別個の信号経路は前記マイクロ波ＥＭ放射から分離され、前記マイクロ波チャネル上の前記別個の信号経路は前記ＲＦ ＥＭ放射から分離される、請求項１〜８のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。
10. 前記供給構造は、前記ＲＦチャネル上の前記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前記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放射を別々にまたは同時に１つのチャネルに沿って前記プローブに送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（１１４）を含む、請求項９に記載の電気外科手術装置。
11. 前記合成回路は、前記ＲＦチャネルか前記マイクロ波チャネルのいずれかを前記共通信号経路に接続するための切換装置を含む、請求項１０に記載の電気外科手術装置。
12. 前記切換装置はリレーまたは同軸スイッチを含む、請求項１０に記載の電気外科手術装置。
13. 前記合成回路は、
    前記第１の入力から前記出力に送られる順方向ＲＦ ＥＭ放射、
    前記出力から前記第１の入力に送られる反射ＲＦ ＥＭ放射、
    前記第２の入力から前記出力に送られる順方向マイクロ波ＥＭ放射、および
    前記出力から前記第２の入力に送られる反射マイクロ波ＥＭ放射を通すように配置された、双方向ダイプレクサを含む、請求項１０に記載の電気外科手術装置。
14. 前記双方向ダイプレクサは、一体的に形成されてマイクロ波ＥＭ放射が前記第１の入力から漏出することを防止するローパスフィルタを有するＴ字形オープンマイクロストリップ回路（５４６）を含む、請求項１３に記載の電気外科手術装置。
15. 前記ＲＦ信号検出器からの前記ＲＦ検出信号は、前記ＲＦ ＥＭ放射の電圧および電流を示す、請求項１〜１４のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。
16. 前記ＲＦチャネル上に接続され前記ＲＦ ＥＭ放射によって組織に伝送されるエネルギを制御するためのＲＦ同調器（１３８）を備え、前記ＲＦ同調器は、前記コントローラが前記ＲＦ検出信号に基づいて制御することができる調整可能なリアクタンスを有する、請求項１５に記載の電気外科手術装置。
17. 前記ＲＦ同調器の前記調整可能なリアクタンスは、複数のリアクタンス素子を含み、各リアクタンス素子は、固定されたリアクタンスを有し、前記コントローラからのそれぞれの制御信号に従って、前記ＲＦチャネルと接続されるか前記ＲＦチャネルから切断されるか、独立して切換可能である、請求項１６に記載の電気外科手術装置。
18. 前記ＲＦ同調器の前記調整可能なリアクタンスは、複数のリアクタンス素子を含み、各リアクタンス素子は、前記コントローラからのそれぞれの制御信号に従って独立して制御することができる可変リアクタンスを有する、請求項１６に記載の電気外科手術装置。
19. 前記ＲＦ同調器の前記調整可能なリアクタンスは、可変キャパシタおよび／または可変インダクタによって与えられ、前記コントローラは、前記可変キャパシタおよび／または前記可変インダクタのリアクタンスを設定するための信号を生成するように配置された自動調整フィードバックループを含む、請求項１６に記載の電気外科手術装置。
20. 前記マイクロ波検出信号は、前記マイクロ波チャネル上の反射パワーの大きさを示す、請求項１〜１９のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。
21. 前記マイクロ波チャネル上で前記マイクロ波信号生成器（１０４）と前記プローブ（１１８）との間に接続されたインピーダンス調整器（１５８）を備え、前記インピーダンス調整器は、前記コントローラが前記マイクロ波検出信号に基づいて制御することができる調整可能な複素インピーダンスを有する、請求項２０に記載の電気外科手術装置。
22. 前記ＲＦ信号生成器は、
    切換ユニット（４５８）に結合され安定したＲＦ出力を生成するための発振器（４５４）と、
    前記安定したＲＦ出力を増幅するための増幅器（４５６）と、
    出力変圧器（４６２）とを含み、
    前記増幅器（４５６）は、前記出力変圧器の一次コイルの両端間の電圧を増幅するように配置され、前記切換ユニット（４５８）は、前記出力変圧器の前記一次コイルの両端間の電圧のオンとオフを切換えるように配置される、請求項１〜２１のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。
23. 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る、請求項１〜２２のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。
24. 前記バイポーラ放出構造は誘電材料からなる平坦なブロックを含み、前記第１および第２の導体は、前記平坦なブロックの両面にそれぞれ設けられた導電層である、請求項７に記載の電気外科手術装置。
25. 前記バイポーラ放出構造は、その間に生物組織を挟んで締めるための対向する２つの挟持面を含み、前記第１の導体は前記挟持面のうちの一方に設けられ、前記第２の導体は前記挟持面のうちの他方に設けられる、請求項７に記載の電気外科手術装置。
26. 自然開口部越経管腔的内視鏡手術（Natural Orifice Transluminal Endoscopic Surgery）（ＮＯＴＥＳ）、経肛門的内視鏡下顕微鏡手術（Transanal Endoscopic Microsurgery）（ＴＥＭＳ）、および単孔式腹腔鏡下手術（single port laparoscopic surgery）のうちのいずれか１つに関連する臨床処置で使用するための、請求項１〜２５のいずれか１項に記載の電気外科手術装置。