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JP2021518770A - 電気外科用発生器 - Google Patents

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Abstract

本明細書に開示されているのは、生体組織にエレクトロポレーションを引き起こす波形でエネルギーを供給することができる電気外科用発生器を提案する。電気外科用発生器は、治療のためのマイクロ波電磁信号及び無線周波数電磁信号を生成するための手段と統合されたエレクトロポレーション波形供給ユニットを備え得る。電気外科用発生器は、共通のフィードケーブルに沿って異なるタイプのエネルギーを送達するように構成され得る。エレクトロポレーション波形供給ユニットは、ＤＣ電源及びＤＣパルス発生器を含む。ＤＣ電源は、調整可能な電圧源による電圧出力をアップコンバートするためのＤＣ−ＤＣコンバータを含み得る。各ＤＣパルスは、１ｎｓ〜１０ｍｓの範囲の持続時間、及び１０Ｖ〜１０ｋＶの範囲の最大振幅を有し得る。

Description

本発明は、電気エネルギーまたは電磁エネルギーを複数のモダリティで送達して、治療部位の生体組織に異なる影響を与えるための電気外科システムに関する。特に、本発明は、共通の給電ケーブルに沿って異なるモダリティでエネルギーを選択的に供給するための電気外科用発生器に関し、これは、外科用スコーピングデバイス（例えば、内視鏡または気管支鏡）の器具チャネルを通して導入して、生体組織を低侵襲性の方法で治療することができ得る。
電気外科用発生器は、開腹及び腹腔鏡手術で使用するために病院の手術室全体に普及しており、また内視鏡検査室にいっそう存在するようになっている。内視鏡処置では、電気外科アクセサリは通常、内視鏡内部の腔部を通して挿入される。腹腔鏡手術の同等のアクセスチャネルに対して検討すると、そのような腔部は比較的ボアが狭く、長さが長い。
無線周波数（ＲＦ）エネルギーを使用して生体組織を切断することが知られている。ＲＦエネルギーを使用して切断する方法は、電流が組織マトリックス（細胞のイオン含有量と細胞間電解質によって支援される）を通過するときに、組織を横切る電子の流れに対するインピーダンスが熱を生成するという原理を使用して動作する。ＲＦ電圧が組織マトリックスに印加されると、細胞内に十分な熱が発生し、組織の水分を蒸発させる。この増加する乾燥の結果として、特に組織の電流経路全体の中で電流密度が最も高い器具（本明細書ではＲＦブレードと呼ばれる）のＲＦ放射領域に隣接して、ＲＦブレードの切断極に隣接する組織は、ブレードとの直接の的な接触を失う。印加された電圧は、この空隙のほぼ全体に現れ、これは結果としてイオン化して、組織と比較して非常に高い体積抵抗率を持つプラズマを形成する。この区別は、ＲＦブレードの切断極と組織との間の電気回路を完成させたプラズマに、適用されるエネルギーを集中させるため、重要である。ゆっくりとプラズマに入る揮発性物質はすべて気化し、そのため知覚は組織を解剖するプラズマに関するものである。
ＧＢ ２ ４８６ ３４３は、生体組織を治療するためにＲＦ及びマイクロ波エネルギーの両方を送達する電気外科用装置の制御システムを開示している。プローブに伝達されるＲＦエネルギーとマイクロ波エネルギーの両方のエネルギー送達プロファイルは、プローブに伝送されるＲＦエネルギーのサンプリングされた電圧と電流の情報、及びプローブに伝送される、及びプローブから伝送されるマイクロ波エネルギーのサンプリングされた順方向及び反射電力情報に基づいて設定される。
ＧＢ２ ５２２ ５３３は、生体組織を治療するための無線周波数（ＲＦ）エネルギー及びマイクロ波エネルギーを生成するように構成された電気外科用発生器のための絶縁回路を開示している。絶縁回路は、マイクロ波チャネルと信号コンバイナの間の接合部に調整可能な導波管アイソレータを備え、信号コンバイナ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の間に容量性構造を含めることができ、ＲＦエネルギーの結合及びマイクロ波エネルギーの漏洩を阻害する。
最も全体的には、本発明は、生体組織にエレクトロポレーションを引き起こすことができる波形でエネルギーを供給することができる電気外科用発生器を提案する。電気外科用発生器は、治療のためのマイクロ波電磁信号及び無線周波数電磁信号を生成するための手段と統合されたエレクトロポレーション波形供給ユニットを備え得る。電気外科用発生器は、共通のフィードケーブルに沿って異なるタイプのエネルギーを送達するように構成され得る。したがって、単一の発生器を異なる種類の治療のエネルギー源として使用してもよい。これは、治療室で必要な器具を最小限に抑えるという点で有利になり得る。
エレクトロポレーション波形は、細胞膜に細孔を開くように構成された１つまたは複数の高電圧エネルギーパルスを含み得る。本発明は、治療剤が治療部位に存在するシナリオで使用してもよく、それにより、細胞膜に孔を開けることで治療剤が細胞に入るのが促進される、または可能になる。言い換えれば、本発明は、従来のエレクトロポレーション手順で使用してもよい。
代替的または追加的に、エレクトロポレーションのためのエネルギーは、孔を永続的に開くように構成され得、それにより、細胞膜に不可逆的な破壊を引き起こし、細胞を死滅させる。つまり、この器具は不可逆的エレクトロポレーション（ＩＲＥ）に使用できる。
本発明によれば、電気外科用発生器であって、無線周波数（ＲＦ）またはマイクロ波エネルギーを生成するための電磁信号供給ユニット、ＲＦまたはマイクロ波エネルギーをその遠位端から送達するためのプローブに接続可能であるように構成された出力ポート、ＲＦまたはマイクロ波エネルギーを出力ポートに伝送するためのフィード構造、及び生体組織の可逆的または不可逆的エレクトロポレーション（ＩＲＥ）を引き起こすためのエレクトロポレーション波形を有するエネルギーを生成するように構成されたエレクトロポレーション波形供給ユニットを含み、エレクトロポレーション波形供給ユニットが、プローブへの送達のためにエレクトロポレーション波形を出力ポートに伝送するためにフィード構造に接続され、フィード構造が、エレクトロポレーション波形及びＲＦまたはマイクロ波エネルギーを出力ポートに伝送するための共通の信号経路を含む電気外科用発生器が提供される。この構成では、同発生器が例えば、組織の切断、アブレーション、止血または他の効果、ならびに組織にエレクトロポレーションまたはＩＲＥを引き起こすためのエレクトロポレーション波形のためＲＦエネルギー及び／またはマイクロ波エネルギーを供給できる。ＩＲＥは、肝臓癌、前立腺癌、及び膵臓癌の治療に使用できる。ＲＦ及び／またはマイクロ波エネルギーを一般的な発生器に組み込むことによって、本発明は同プローブがＲＦ及び／またはマイクロ波エネルギーも送達できるようにし得る。このことは、治療の処置の最中に、施術者に、より多くの治療の選択肢を提供し得る。例えば、不可逆的エレクトロポレーションを実施できることは、プローブに、遠位先端に集中する組織治療モダリティを付与し得る。これにより、ひいてはマイクロ波焼灼モダリティを使用して、遠位先端の周りのより大きなボリュームを治療することが可能になる。組み合わせて、器具を制御して、エネルギーが送達される組織の体積を選択することができる。
電磁信号供給ユニットは、ＲＦエネルギーとマイクロ波エネルギーの両方を別々にまたは同時に供給するように構成してもよい。例えば、電磁信号供給ユニットは、第１の周波数を有するＲＦ電磁（ＥＭ）放射を生成する無線周波数（ＲＦ）信号発生器と、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放射を生成するマイクロ波信号発生器とを含み得る。
ＲＦエネルギー及びマイクロ波エネルギーは、共通の信号経路に別々に伝送され得る。例えば、フィード構造は、出力ポートをＲＦ信号発生器に接続するためのＲＦチャネルと、出力ポートをマイクロ波信号発生器に接続するためのマイクロ波チャネルとを含み得る。ＲＦチャネル及びマイクロ波チャネルは、ＲＦ信号発生器及びマイクロ波信号発生器からそれぞれ物理的に分離した信号経路を含み得る。フィード構造は、ＲＦチャネルからＲＦ・ＥＭ放射を受信するように接続された第１の入力、マイクロ波チャネルからマイクロ波ＥＭ放射を受信するように接続された第２の入力、ならびにＲＦ・ＥＭ放射とマイクロ波ＥＭ放射を共通の信号経路に送信するために第１及び第２の入力と通信する出力を有する結合回路を含み得る。
エレクトロポレーション波形供給ユニットが、ＲＦチャネルを介して共通の信号経路に接続可能であり得る。例えば、スイッチは、ＲＦ信号発生器及びエレクトロポレーション波形供給ユニットが、スイッチによってＲＦチャネルに選択的に接続可能である。スイッチは、高周波（例えば、ＵＨＦ）エネルギー（本明細書で論じられるＲＦエネルギーに対応する）ならびにエレクトロポレーション波形に関連する高電圧（例えば、最大１０ｋＶ）パルスを送信することができる任意のスイッチングデバイスであり得る。例えば、高周波リードリレーを使用してもよい。
フィード構造は、マイクロ波チャネルを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んでもよい。ＲＦチャネル及びマイクロ波チャネルは、同軸Ｎ型コネクタを使用して導波管アイソレータに結合され得る。エレクトロポレーション波形のパルスによって引き起こされるブレークダウンを防ぐために、導波路アイソレータに突き出るＮ型コネクタの部分は、ブレークダウンを抑制するように選択された厚さのＰＦＴＥなどの絶縁材料で囲まれている場合がある。
エレクトロポレーション波形は、１つまたは複数の速い高電圧パルスを含み得る。各パルスは、１ｎｓ〜１０ｍｓの範囲、好ましくは１ｎｓ〜１００μｓの範囲のパルス幅を有し得るが、本発明がこの範囲に限定される必要はない。可逆的エレクトロポレーションには、より短い持続時間のパルス（例えば、１０ｎｓ以下）が好ましい場合がある。不可逆的エレクトロポレーションの場合、可逆的エレクトロポレーションと比較して、より長い持続時間のパルスまたはより多くのパルスを使用してもよい。
好ましくは、各パルスの立ち上がり時間は、パルス持続時間の９０％以下、より好ましくはパルス持続時間の５０％以下、最も好ましくはパルス持続時間の１０％以下である。より短いパルスの場合、立ち上がり時間は１００ｐｓのオーダーになる場合がある。
各パルスは、１０Ｖ〜１０ｋＶの範囲、好ましくは１ｋＶ〜１０ｋＶの範囲の振幅を有し得る。各パルスは、接地電位からの正のパルス、または接地電位からの交互の正及び負のパルスのシーケンスであり得る。
エレクトロポレーション波形は、単一のパルスまたは複数のパルス、例えばパルスの周期列であり得る。波形のデューティサイクルは５０％以下、例えば、０．５％〜５０％の範囲であり得る。
一実施例では、一連の１０〜１００パルスで送達される２００ｍｓ程度のパルス幅を、不可逆的エレクトロポレーションに使用してもよい。一実施例では、エレクトロポレーション波形は、送達の間に約１分を置いて３回送達される振幅１．５ｋＶの１０×３００μｓのパルスを含み得る。この波形は、肝細胞癌の細胞のアポトーシスまたは死を引き起こす可能性がある。
エレクトロポレーション波形は、所望の効果に応じて選択される治療期間中に送達されてもよい。例えば、治療期間は短く、例えば１秒未満、または数秒、または約１分であり得る。あるいは、治療期間はより長くてもよく、例えば１時間までであってもよい。
パルス発生器回路は、所望の治療に適合するようにエレクトロポレーション波形を適合または変化させるように制御可能であり得る。したがって、デューティサイクル、パルス幅、及びパルス振幅のいずれも、調整可能に可変であり得る。
エレクトロポレーション波形供給ユニットは、例えば高電圧源として動作するように構成されたＤＣ電源と、ＤＣ電源に接続され、ＤＣ電源の１つ以上のパルスをエレクトロポレーション波形として出力するよう構成されるパルス発生器とを含み得る。ＤＣ電源は、発生器の他の電源から独立している場合がある。
エレクトロポレーション波形供給ユニットは、パルス発生器に接続され、パルス発生器に１つ以上のパルストリガ信号を送信するように構成されたパルス信号モジュールを含み得、パルス発生器は、パルストリガ信号を受信するとＤＣ電力のパルスを出力するように構成される。一実施例では、パルストリガ信号を使用して、パルス発生器の駆動回路を作動させ、例えば駆動信号をパルス発生器に供給して、ＤＣ電源から電力を引き出す。
ＤＣ電力の各パルスの持続時間（例えば、パルス幅）は、パルストリガ信号によって設定され得る。パルス信号モジュールは、例えばマイクロプロセッサの制御下で、ＤＣ電力の各パルスの持続時間の調整を可能にするように制御可能であり得る。パルストリガ信号は、マイクロプロセッサのクロック信号から導出されてもよい。ＤＣ電力の各パルスの持続時間は、１ｎｓ〜１０ｍｓの範囲であり得る。
ＤＣ電源は、調整可能な電圧供給と、調整可能な電圧供給の電圧をアップコンバートするように構成されたＤＣ−ＤＣコンバータとを含み得る。例えば、調整可能な電圧源は、１．２Ｖ〜５Ｖの範囲で調整可能な出力電圧を有してもよい。ＤＣ−ＤＣコンバータは、これを１、２、または３桁大きい最大電圧振幅を有する信号に、例えば１０Ｖ〜１０ｋＶの範囲、好ましく４００Ｖ以上に変換してもよい。ＤＣ電力の各パルスの振幅は、調整可能な電圧供給の出力電圧を設定することにより制御可能であり得る。
パルス発生器は、例えば、ＤＣ電源から電力を引き出すように接続された１対のパワーＭＯＳＦＥＴから形成されたプッシュ・プル回路を含み得る。
発生器は、例えば、出力ポートから延びる同軸伝送線を介して、プローブに接続され得る。プローブは、外科用スコーピングデバイスの器具チャネルを通して挿入するのに適した電気外科器具を含んでもよい。電気外科器具は、本明細書で論じられるＲＦ、マイクロ波、及びエレクトロポレーションエネルギーのいずれかを出力するように構成された遠位端アセンブリを有し得る。一実施例では、遠位端アセンブリは、内部導体が外部導体の遠位端を越えて突出し、プローブの遠位端で露出する同軸構造を含んでもよい。この構成により、遠位端アセンブリは、ＲＦエネルギーを送達するための双極エネルギー送達構造と、マイクロ波エネルギーを放射するためのマイクロ波アンテナとを形成した。さらに、エレクトロポレーション波形は、内部導体と外部導体の露出した最遠位端の間に瞬間的な電場を設定し得る。露出した導体は、１〜３ｍｍの範囲の距離で離してもよい。したがって、印加される場は、３００Ｖ／ｍｍ〜１０ｋＶ／ｍｍの間の好ましい範囲の振幅を有し得る。
本明細書において、「マイクロ波」は、４００ＭＨｚ〜１００ＧＨｚの周波数範囲を示すために広く使用され得るが、好ましくは、４００ＭＨｚ〜６０ＧＨｚの範囲であり得る。検討されている特定の周波数は、４３３ＭＨｚ、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、２４ＧＨｚである。デバイスは、これらのマイクロ波周波数の複数でエネルギーを送達し得る。「無線周波数」または「ＲＦ」という用語は、３００ｋＨｚと４００ＭＨｚとの間の周波数を示すために使用され得る。
本明細書では、「内側」という用語は、器具チャネルの中心（例えば、軸）に半径方向により近いことを意味する。「外側」という用語は、器具チャネルの中心（軸）から半径方向により遠いことを意味する。
本明細書では、「導電性」という用語は、文脈から別段の指示がない限り、電気の伝導性を意味するために使用される。
本明細書では、「近位」及び「遠位」という用語は、それぞれ、治療部位からより遠い、及びより近いエネルギー伝送構造の端部を指す。したがって、使用中、近位端はマイクロ波エネルギーを提供するための発生器に近く、一方、遠位端は治療部位、すなわち患者に近い。
本発明の実施形態について、添付の図面を参照しながら以下に詳細に説明する。
本発明が適用され得る既知のタイプの電気外科用発生器の概略図である。 図１の電気外科用発生器において使用され得る絶縁回路の概略図である。 本発明の一実施形態であるエレクトロポレーション波形供給ユニットを有する電気外科用発生器の概略図である。 図３の電気外科用発生器を、外科用スコーピングデバイスを通して挿入可能な器具と共に使用する電気外科システムを示す概略図である。 本発明での使用に適した電気外科器具の遠位端アセンブリの概略断面図である。 本発明の一実施形態であるエレクトロポレーション波形供給ユニットでの使用に適したパルスコントローラの回路図である。 本発明の一実施形態であるエレクトロポレーション波形供給ユニットでの使用に適した調節可能な高電圧供給の回路図である。 本発明の一実施形態であるエレクトロポレーション波形供給ユニットでの使用に適したパルス発生器の回路図である。
その他のオプションと設定
背景技術
図１は、本発明を理解するために有用である、ＧＢ ２ ４８６ ３４３に開示されているような電気外科用装置４００の概略図を示す。この装置は、ＲＦチャネル及びマイクロ波チャネルを含む。ＲＦチャネルは、生体組織の治療（例えば、切断または乾燥）に適した電力レベルでＲＦ周波数電磁信号を生成及び制御するためのコンポーネントを含む。マイクロ波チャネルは、生体組織の治療（例えば、凝固またはアブレーション）に適した電力レベルでマイクロ波周波数電磁信号を生成及び制御するためのコンポーネントを含む。
マイクロ波チャネルは、マイクロ波周波数ソース４０２と、それに続くパワースプリッタ４２４（例えば、３ｄＢパワースプリッタ）を有し、これは、ソース４０２からの信号を２つの分岐に分割する。パワースプリッタ４２４からの１つの分岐は、制御信号Ｖ１０を介してコントローラ４０６によって制御される可変減衰器４０４と、制御信号Ｖ１１を介してコントローラ４０６によって制御される信号変調器４０８と、治療に適した電力レベルでプローブ４２０から送達するための前方マイクロ波ＥＭ放射を生成するための駆動増幅器４１０及び電力増幅器４１２を含む増幅器モジュールとを含む電力制御モジュールを有するマイクロ波チャネルを形成する。増幅器モジュールの後、マイクロ波チャネルは、マイクロ波ＥＭエネルギーをソースからプローブにその第１と第２のポートの間のパスに沿って供給するために接続されたサーキュレータ４１６を含む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を形成する）、サーキュレータ４１６の第１のポートにおける順方向カプラ４１４、及びサーキュレータ４１６の第３のポートにおける反射カプラ４１８に続く。反射カプラを通過した後、第３のポートからのマイクロ波ＥＭエネルギーは、パワーダンプ負荷４２２で吸収される。マイクロ波信号結合モジュールはまた、順方向結合信号または反射結合信号のいずれかを検出のためにヘテロダイン受信機に接続するために制御信号Ｖ１２を介してコントローラ４０６によって操作されるスイッチ４１５を含む。
パワースプリッタ４２４からの他の分岐は、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の増幅ラインナップをバイパスするため、プローブから低電力信号を送信するように構成されている。制御信号Ｖ１３を介してコントローラ４０６によって制御される一次チャネル選択スイッチ４２６は、マイクロ波チャネルまたは測定チャネルのいずれかからの信号を選択してプローブに送達するように動作可能である。高バンドパスフィルタ４２７は、一次チャネル選択スイッチ４２６とプローブ４２０との間に接続されて、マイクロ波信号発生器を低周波ＲＦ信号から保護する。
測定チャネルは、プローブから反射された電力の位相と大きさを検出するように構成されたコンポーネントを含み、材料、例えばプローブの遠位端に存在する生体組織に関する情報を生成し得る。測定チャネルは、その第１のポートと第２のポートとの間の経路に沿って、ソース４０２からプローブにマイクロ波ＥＭエネルギーを送達するように接続されたサーキュレータ４２８を備える。プローブから返された反射信号は、サーキュレータ４２８の第３のポートに向けられる。サーキュレータ４２８は、正確な測定を容易にするために順方向信号と反射信号との間の分離を提供するために使用される。ただし、サーキュレータは第１と第３のポート間の完全な分離を提供しないため、すなわち順方向信号の一部が第３のポートに侵入し、反射信号に干渉する場合があるため、順方向信号（順方向カプラ４３０から）の一部を（注入カプラ４３２を介して）第３ポートから出てくる信号に戻すよう注入するキャリアキャンセル回路を使用してもよい。キャリアキャンセル回路は、位相調整器４３４を含み、注入部分が、相殺するために第１のポートから第３のポートに突入する信号と１８０°位相がずれていることを保証する。キャリアキャンセル回路はまた、注入された部分の大きさが任意のブレークスルー信号と同じであることを確実にするために信号減衰器４３６を含む。
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提供される。順方向カプラ４３８の結合出力及びサーキュレータ４２８の第３のポートからの反射信号は、スイッチ４４０のそれぞれの入力端子に接続され、スイッチ４４０は、制御信号Ｖ１４を介してコントローラ４０６によって操作され、検出のため結合された順方向信号または反射信号をヘテロダイン受信機へ接続する。
スイッチ４４０の出力（すなわち、測定チャネルからの出力）及びスイッチ４１５の出力（すなわち、マイクロ波チャネルからの出力）は、二次チャネル選択スイッチ４４２のそれぞれの入力端子に接続され、それは、測定チャネルがプローブにエネルギーを供給しているときに測定チャネルの出力がヘテロダイン受信機に接続されていること、及びマイクロ波チャネルがプローブにエネルギーを供給しているときにマイクロ波チャネルの出力がヘテロダイン受信機に接続されていることを確実にするために、一次チャンネル選択スイッチと連動して制御信号Ｖ１５を介してコントローラ４０６により動作可能である。
ヘテロダイン受信機は、二次チャネル選択スイッチ４４２によって出力された信号から位相及び大きさの情報を抽出するために使用される。このシステムでは単一のヘテロダイン受信機を示しているが、信号がコントローラに入る前にソース周波数を２度ミキシングする二重ヘテロダイン受信機（２つの局部オシレータ及びミキサを含む）を必要ならば使用してもよい。ヘテロダイン受信機は、局部発振器４４４と、二次チャネル選択スイッチ４４２によって出力された信号をミキシングするためのミキサ４４８とを備える。局部発振器信号の周波数は、ミキサ４４８からの出力がコントローラ４０６で受信されるのに適した中間周波数になるように選択される。バンドパスフィルタ４４６、４５０は、局部発振器４４４及びコントローラ４０６を高周波マイクロ波信号から保護するために提供される。
コントローラ４０６は、ヘテロダイン受信機の出力を受信し、それから順方向及び／またはマイクロ波または測定チャネルに対する反射信号の位相及び大きさを示す情報を決定（例えば抽出）する。この情報を使用して、マイクロ波チャネルでの高出力マイクロ波ＥＭ放射またはＲＦチャネルでの高出力ＲＦ・ＥＭ放射の送達を制御できる。上述のように、使用者は、ユーザインターフェース４５２を介してコントローラ４０６と相互作用してもよい。
図１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を備える。ゲートドライバ４５６は、ハーフブリッジ構成であるＲＦ増幅器４５８に動作信号を供給する。ハーフブリッジ構成のドレイン電圧は、可変ＤＣ電源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への送達のためにラインに転送する。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４６４がそのラインに接続されて、高周波マイクロ波信号からＲＦ信号発生器を保護する。
変流器４６６は、組織負荷に送達される電流を測定するためにＲＦチャネルに接続される。分圧器４６８（出力変圧器から取り出し得る）を使用して、電圧を測定する。分圧器４６８及び変流器４６６からの出力信号（すなわち、電圧及び電流を示す電圧出力）は、それぞれのバッファ増幅器４７０、４７２及び電圧クランプツェナーダイオード４７４、４７６、４７８、４８０によって調整された後、コントローラ４０６に直接接続される（図１の信号Ｂ及びＣとして示されている）。
位相情報を導出するために、電圧及び電流信号（Ｂ及びＣ）はまた、その出力電圧がＲＣ回路４８４によって積分されて電圧出力（図１にＡとして示される）を生成する位相比較器４８２（例えば、ＥＸＯＲゲート）に接続される。これは、電圧波形と電流波形の位相差に比例する。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／測定チャネル及びＲＦチャネルは、信号コンバイナ１１４に接続され、信号コンバイナ１１４は、両方のタイプの信号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に伝達し、そこから患者の生体組織に送達（例えば、放射）される。
導波管アイソレータ（図示せず）が、マイクロ波チャネルと信号コンバイナとの間の接合部に提供され得る。導波管アイソレータは、３つの機能を実行するように構成されてもよい。（ｉ）非常に高い（例えば、１０Ｗを超える）マイクロ波電力の通過を可能にする。（ｉｉ）ＲＦ電力の通過をブロックする。（ｉｉｉ）高耐電圧（例えば、１０ｋＶを超える）を提供する。容量性構造（ＤＣブレイクとしても知られている）はまた、導波管アイソレータに（例えば、内部に）または隣接して提供されてもよい。容量性構造の目的は、絶縁バリア全体の容量性結合を低減することである。
図２は、本発明を理解するために同様に有用である、ＧＢ ２ ５２２ ５３３に開示されているような絶縁回路の概略図である。絶縁回路は、ＲＦ信号発生器２１８からのＲＦ・ＥＭ放射及びマイクロ波信号発生器２２０からのマイクロ波放射をプローブに伝達するためのフィード構造の一部を形成する。プローブ（図示せず）は、ハウジング２２６に設けられた出力ポート２２８に接続可能である。絶縁スリーブ２２９がハウジングの出力ポート２２８に設けられ、ハウジングの接地されたケーシングを出力ポート２２８に接続されたフローティング構成要素と接続するための電流経路を防止する。
フィード構造は、ＲＦ・ＥＭ放射を搬送するためのＲＦ信号経路２１２、２１４を有するＲＦチャネルと、マイクロ波ＥＭ放射を搬送す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放射とマイクロ波放射の信号経路は、物理的に互いに分離されている。ＲＦ信号発生器は、変圧器２１６を介してＲＦ信号経路２１２、２１４に接続される。変圧器２１６の２次コイル（すなわち、構成のプローブ側）は浮動しているので、患者とＲＦ信号発生器２１８との間に直流電流経路はない。これは、ＲＦ信号経路２１２、２１４の信号導体２１２及び接地導体２１４の両方が浮動していることを意味する。
絶縁回路は、必要なレベルのＤＣ絶縁を提供するように絶縁ギャップが構成され、ギャップでのマイクロ波エネルギーの漏れを防ぐためにマイクロ波エネルギーの周波数で十分に低い容量性リアクタンスも有する導波管アイソレータ６００を含む。ギャップは、０．６ｍｍ以上、例えば０．７５ｍｍであってよい。管の直径がＲＦ周波数で各プローブと直列に非常に大きなインダクタンスを生成するため、ＲＦエネルギーはアイソレータの２つの端の間で結合できない。
絶縁回路は、導波路アイソレータ６００と一体化された結合回路を有する。ＲＦ信号を伝える信号導体２１２及び接地導体２１４は、ＲＦ信号を導波管アイソレータ６００に導入する同軸ＲＦコネクタ６０２（ＲＦフィード）に接続され、そこから、出力ポート２３２からプローブに伝えられる。
分離ギャップ６０３は、ＲＦ信号が入力ポート２３０に再び結合することを防止するように構成される。マイクロ波エネルギーは、導波管アイソレータ内の内部導電性ロッドを注意深く配置することにより、ＲＦコネクタ６０２への結合を防止される。
構成要素のラインナップのリターンロスを低減するために、同調ユニットが導波管アイソレータ６００に組み込まれている。同調ユニットは、キャビティの本体に調節可能に挿入する、例えばねじ込むことができる３つのスタブ２３１を含む。
さらに、ＲＦチャネルは、制御信号Ｃ１の制御下で動作可能であり、発生器と共に使用されるケーブルの長さの違いから生じる静電容量の変化に対応する（例えば、補償する）調整可能なリアクタンス２１７を有する。調整可能なリアクタンス２１７は、ＲＦチャネルと並列または直列に接続された１つまたは複数のスイッチ式または電子的に調整可能なコンデンサまたはインダクタを含んでもよい。
治療能力の強化
本発明は、上述の電気外科用発生器と統合することができるエレクトロポレーション波形供給ユニットを提供する。本明細書では、「エレクトロポレーション波形」という用語は、１つまたは複数の非常に短い高電圧エネルギーパルスを意味するために使用される。
例えば、各パルスは、１ナノ秒から１０ミリ秒の範囲、好ましくは１００ナノ秒から１ミリ秒の範囲の持続時間（すなわち、パルス幅）を有し得る。波形は、複数のパルスを含むことが好ましい。複数のパルスによって形成されるパルス列のデューティサイクルは、５０％以下であり得る。一実施例では、パルスは、５０Ｈｚの周波数で送達されてもよい。
各パルスは、１０Ｖから１０ｋＶの範囲、好ましくは１００Ｖから１０ｋＶの範囲、より好ましくは４００Ｖから１０ｋＶの範囲のピーク電圧（すなわち、最大パルス振幅）を有し得る。
エレクトロポレーション波形は、治療部位で生物組織の可逆的または不可逆的なエレクトロポレーション（ＩＲＥ）を引き起こすように構成され得る。
以下で議論されるように、エレクトロポレーション波形供給ユニットは、マイクロ波エネルギー及びＲＦエネルギーと同じ信号経路を介してエレクトロポレーション波形を送達するように配置され得る。その結果、本発明は、マイクロ波エネルギー、ＲＦエネルギー及びエレクトロポレーション誘導エネルギーのいずれかを単一の器具に選択的に送達することができる発生器を提供し得る。したがって、本発明は、単一の発生器ユニットが広範囲の治療タイプにエネルギーを供給することができるマルチモーダル電気外科システムに寄与し得る。例えば、マイクロ波エネルギー及びＲＦエネルギーが組織切除または切除及び止血に使用できることが知られている。さらに、器具を介してガスを治療部位に送達し、それにより組織の滅菌またはその他の治療のために熱式プラズマまたは非熱式プラズマを照射するためにＲＦ及び／またはマイクロ波が使用できることも知られている。本発明は、エレクトロポレーション効果を提供することにより、これらの治療法を増強し得る。他の機能性、例えば冷凍切除技術、超音波切断などもシステムに統合してもよい。
図３は、本発明の一実施形態であるエレクトロポレーション波形供給ユニット２５０の概略図である。図３に示されるように、エレクトロポレーション波形供給ユニット２５０は、図１及び図２に関して上記で検討されたタイプの電気外科用発生器に統合される。図１及び図２と共通のコンポーネントは、同じ参照符号が与えられており、再度説明しない。
エレクトロポレーション波形供給ユニット２５０は、例えば、ユーザインターフェース２６４を介して、特にパルス幅、パルス振幅及びデューティサイクル（例えば、マルチパルス列におけるパルスの周波数）のエレクトロポレーション波形のパラメータを制御するように動作可能なコントローラ２５２を備える。コントローラ２５２は、パルストリガ信号をパルス発生器２５６に送るように動作するパルス信号モジュール２５４を含む。一実施例では、パルス発生器２５６は、プッシュ・プルスイッチ回路として構成することができる。パルス発生器２５６はそれ自体、コントローラの電源とは独立した専用の電源２５８から動作のための電力を受け取り得る。この配置は、プッシュ・プル回路を駆動するための電力要件がコントローラに必要なものよりも高い場合に必要になる場合がある。例えば、電源２５８は２５Ｖで動作し得るが、コントローラの電源は５Ｖで動作し得る。
高電圧源２６２がパルス発生器２５６の両端に接続されている。高電圧源２６２は、電圧電源２６０からの出力電圧をアップコンバートするＤＣ−ＤＣコンバータを含み得る。電圧源２６０は、例えば出力電圧を設定するために、コントローラ２５２に接続され、それによって制御可能である。例えば、電圧源２６０は、出力電圧が１．２Ｖから５Ｖの間の範囲で調整可能である、調整可能な電圧源であり得る。電圧源２６０及び電源２５８は、例えば、主電源（図示せず）からの変換された（整流された）ＤＣ電源である。
パルス発生器２５６は、スイッチ２４０によって上述のＲＦチャネルに接続されている伝送線２４２にエレクトロポレーション波形を出力する。スイッチ２４０は、最大１０ｋＶのＤＣ電圧を送信することができ、ＲＦエネルギーを送信するのに適しているように選択してもよい。例えば、高周波リードリレーを使用してもよい。単極デュアルスロー（ＳＰＤＴ）スイッチは、ＲＦ信号とエレクトロポレーション波形の高電圧の単数または複数のパルスとの間の低挿入損失でのスイッチングを可能にするため、このコンポーネントにとって有利になり得る。
このスイッチを使用すると、エレクトロポレーション波形がＲＦチャネルのアイソレータに導入される。アイソレータは、エレクトロポレーション波形供給ユニット２５０をマイクロ波エネルギーから保護し、マイクロ波チャネルをエレクトロポレーション波形の高電圧パルスから保護するように構成してもよい。
高電圧パルスによる絶縁体での絶縁破壊の発生を防止するために、絶縁体の空洞に突き出る導体は、絶縁スリーブ（例えば、ＰＴＦＥなどから作製される）によって取り囲まれ得る。
図２に示されている導波管アイソレータ６００は、５．８ＧＨｚのマイクロ波信号と４００ｋＨｚのＲＦ信号を組み合わせるように主に設計され得る一方で、出力ラインがマイクロ波チャネルを通じて接地されないように分離し、ＲＦチャネルの独立した接地を可能にしている。
次の考察では、３種類のエレクトロポレーション波形のアイソレータの動作について検討する。
（ｉ） 振幅１ｋＶ、立ち上がり時間３０ｎｓの３００ｎｓパルス
（ｉｉ） １０ｋＶで１０ｎｓパルス
（ｉｉｉ） １０ｋＶで１ｎｓパルス
アイソレータの物理構造は、１〜１００ＭＨｚの信号が完全に送信されるようにしたものになっている。３００ｎｓの矩形パルスの場合、周波数スペクトルにはメインローブがあり、最初のヌルは１／３００ＧＨｚ、または３．３ＭＨｚである。メインローブ及び周波数スペクトルの次の２つのサイドローブは、マルチプレクサの４００ｋＨｚ側、最大１０ＭＨｚを通過する。３５ｎｓの立ち上がり時間は１０ＭＨｚの帯域幅に対応すると予想されるため、この波形は実質的に妨げられずにアイソレータを通過する。
１０ｎｓパルスの場合、最初のヌルは１００ＭＨｚにあるため、約１ｎｓの立ち上がり時間を得るには３００ＭＨｚの帯域幅が必要になり得る。１ｎｓパルスの場合、最初のヌルは１ＧＨｚにあるため、おそらく３ＧＨｚを通過する必要がある（約０．１ｎｓの立ち上がり時間を得るために）。
上記のアイソレータのＲＦポートを介した伝送は、５０ＭＨｚから１ＧＨｚまでのベクターネットワークアナライザーを使用してテストされた。
５０ＭＨｚでの送信は多かれ少なかれ１００％、つまり０ｄＢであった。これは、約２５０または３５０ＭＨｚで徐々に３ｄＢまで低下したが、１ＧＨｚで再び約０ｄＢまで上昇した。このテストに基づいて、アイソレータは最大１．５ＧＨｚの帯域幅でエレクトロポレーション波形を効果的に送信するように動作可能である。
図４は、ＲＦエネルギー、マイクロ波エネルギー、または上述のエレクトロポレーション波形を侵襲性電気外科器具の遠位端に供給することができる完全な電気外科システム１００の概略図である。システム１００は、ＲＦエネルギー、マイクロ波エネルギー、及びエレクトロポレーションまたはＩＲＥに適したエレクトロポレーション波形を制御可能に供給するための発生器１０２を含む。
発生器１０２は、インターフェースケーブル１０４によってインターフェースジョイント１０６に接続される。必要に応じて、インターフェースジョイント１０６は、例えば、１つまたは複数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）の動きを制御するために、トリガ１１０をスライドさせることによって動作可能な器具制御機構を収容することができる。複数の制御ワイヤがある場合、完全な制御を提供するために、インターフェースジョイントに複数のスライドトリガがある場合がある。インターフェースジョイント１０６の機能は、発生器１０２及び器具制御機構からの入力を、インターフェースジョイント１０６の遠位端から延びる単一の可撓性シャフト１１２に結合することである。
可撓性シャフト１１２は、内視鏡、気管支鏡、胃内視鏡などのような外科用スコーピングデバイス１１４の器具（作業）チャネルの全長を通して挿入可能である。
外科用スコーピングデバイス１１４は、多数の入力ポートと、器具コード１２０がそこから延びる出力ポートとを有する本体１１６を備える。器具コード１２０は、複数の腔部を囲む外側ジャケットを含む。複数の腔部は、本体１１６から器具コード１２０の遠位端まで様々なものを運ぶ。複数の腔部の１つは、器具チャネルである。他の腔部は、例えば、遠位端に照明を提供するため、または遠位端から画像を収集するために、光放射を伝達するためのチャネルを含み得る。本体１１６は、遠位端を見るための接眼レンズ１２２を含み得る。遠位端に照明を提供するために、光源１２４（例えば、ＬＥＤなど）は、照明入力ポート１２６によって本体１１６に接続され得る。
可撓性シャフト１１２は、外科用スコーピングデバイス１１４の器具チャネルを通過し、その遠位端で（例えば、患者の体内で）突出するように成形された遠位アセンブリ１１８（図１では縮尺通りに描かれていない）を有する。遠位端アセンブリは、本明細書で論じられるように、マイクロ波エネルギーを生体組織内に送達するためのアクティブチップを含む。
以下で論じる遠位アセンブリ１１８の構造は、２．０ｍｍ以下、例えば１．９ｍｍ未満（より好ましくは１．５ｍｍ未満）の最大外径を有するように設計してもよく、可撓性シャフトの長さは１．２メートル以上にすることができる。
本体１１６は、可撓性シャフトに接続するための電力入力ポート１２８を含み、これは、エレクトロポレーションのためにエネルギーを伝えるためのエネルギー伝達手段（例えば、ツイストケーブルペアなど）と共に、マイクロ波エネルギーを発生器１０２から遠位アセンブリ１１８に伝達することができる同軸ケーブル（例えば、従来の同軸ケーブル）を含む。外科用スコーピングデバイスの器具チャネルに物理的に取り付けることができる同軸ケーブルは、次の外径で利用できる：１．１９ｍｍ（０．０４７インチ）、１．３５ｍｍ（０．０５３インチ）、１．４０ｍｍ（０．０５５インチ）、１．６０ｍｍ（０．０６３インチ）、１．７８ｍｍ（０．０７０インチ）。カスタムサイズの同軸ケーブル（すなわちオーダーメイド）も使用できる。
上述のように、少なくとも器具コード１２０の遠位端の位置を制御できることが望ましい。本体１１６は、器具コード１２０を通って延びる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結合される制御アクチュエータ１３０を含み得る。制御ワイヤは、器具のチャネル内または専用のチャネル内を移動し得る。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、または他の任意の既知のカテーテル操作デバイスであってよい。器具コード１２０の操作は、例えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像から組み立てられた仮想３次元マップを使用して、ソフトウェアで支援され得る。
図５は、上述の電気外科システムで使用することができ、利用可能なモダリティ（例えば、マイクロ波、ＲＦ及びエレクトロポレーション）のいずれかでエネルギーを送達することができる遠位端アセンブリ１１８の一実施例を示す。
遠位端アセンブリ１１８は、絶縁誘電材料１３６によって外部導体１３２から分離された内部導体１３４から形成された同軸伝送線を含む。エネルギー伝送構造は、同軸伝送線の最遠位端に形成される。エネルギー送達構造は、外部導体の遠位端を越えて延びるある長さの内部導体を含む。この実施例では、内部導体の突き出た長さは、例えばセラミックまたは他の低損失材料から形成された剛性誘電体キャップ１４０によって囲まれている。キャップ１４０は、例えば、ドーム形状などの丸い端部を有し得、その結果、器具は、組織内に鋭い先端を提示しない。
エネルギー供給構造では、内部導体と外部導体は、ＲＦエネルギーとエレクトロポレーション波形を放出するアクティブ電極とリターン電極として機能し、マイクロ波エネルギーを放射するアンテナ構造を形成する。
放射先端は、生体組織と整合するように選択されたインピーダンスを有し得る。エネルギーが放射先端に効率的に伝達されることを可能にするために、インピーダンス変換器１３８が、同軸伝送線の間に提供され得る。インピーダンス変換器１３８は、誘電体材料１３６とは異なる誘電率を有する誘電体材料を使用して形成された四分の一波長伝送線であり得る。
図６は、上述のエレクトロポレーション波形供給ユニットのコントローラで使用するためのパルス信号モジュール２５４の特定の実施形態を示す回路図である。パルス信号モジュール２５４は、以下で論じるように、高電圧パルスを生成するためのプッシュ・プル回路のハイサイド及びローサイド用の一対の制御パルス「ＬＳ」、「ＨＳ」を出力するように構成される。この実施形態では、パルス信号モジュール２５４は、コントローラ２５２から、すなわち、発生器の動作を制御するマイクロプロセッサから受信したクロック信号「Ｃｌｋ」を参照してパルス持続時間を設定するように動作可能である。パルス信号モジュール２５４は、クロック信号に関する基準点を表す一対の閾値電圧「Ｖｔｈ（Ｈ）」及び「Ｖｔｈ（Ｌ）」を受け取るように構成されたウィンドウコンパレータ回路を備える。第１の閾値電圧Ｖｔｈ（Ｈ）は、第２の閾値電圧Ｖｔｈ（Ｌ）よりも高い基準点をクロック信号から取るように設定される。ウィンドウコンパレータ回路は、クロック信号の立ち上がりエッジ及び立ち下がりエッジから短いパルスを抽出する。これらのパルスはさらに、固定分圧コンパレータで調整されて、制御パルスＬＳ、ＨＳのペアを生成する。第１の閾値電圧Ｖｔｈ（Ｈ）及び第２の閾値電圧Ｖｔｈ（Ｌ）は、例えば、コントローラにおいて、パルス持続時間を設定するために調整可能であり得る。
図７は、高電圧源２６２の一実施例を示す回路図である。高電圧源２６２は、コントローラの制御下で別個のＤＣ電源（図示せず）から入力ＤＣ信号「Ｖｉｎ」を受け取るように構成されたＤＣ−ＤＣコンバータを備える。入力ＤＣ信号の電圧は、コントローラで調整できてもよい。ＤＣ−ＤＣコンバータは、入力ＤＣ信号をアップコンバートして、２つの出力端子「−Ｖｏｕｔ」「＋Ｖｏｕｔ」にわたり高電圧信号を生成する。出力端子間の電圧は、通常は１０００：１の比率で電圧Ｄ１を抽出することによって測定される（すなわち、Ｄ１は−Ｖｏｕｔと＋Ｖｏｕｔの間の電圧の１０００分の１である）。測定された電圧は発生器に表示され得る。入力ＤＣ信号は、必要に応じて高電圧を設定できるように制御できる。例えば、Ｖｉｎは、１．２Ｖと５Ｖの間で調整可能であり得る。ＤＣ−ＤＣコンバータは、１ｋＶ以上、例えば１０ｋＶまでの電圧を有する信号を出力するように構成され得る。
図８は、本発明の実施形態で使用するためのパルス発生器２５６を示す回路図である。パルス発生器２５６は、パルス信号モジュール２５４からの制御パルスＬＳ、ＨＳが駆動電圧（この実施例では２５ＶのＤＣ電源から）を一対のパワーＭＯＳＦＥＴのゲートに結合するために使用されるドライバ回路２７０を備える。これは、プル・プル回路２７２で構成され、−Ｖｏｕｔと＋Ｖｏｕｔとの間の高い電圧信号の迅速なスイッチングをもたらす。

Claims (15)

  1. 電気外科用発生器であって、
    無線周波数（ＲＦ）またはマイクロ波エネルギーを生成する電磁信号供給ユニットと、
    前記ＲＦまたは前記マイクロ波エネルギーをその遠位端から送達するプローブに接続可能であるように構成された出力ポートと、
    前記ＲＦまたは前記マイクロ波エネルギーを前記出力ポートに伝送するフィード構造と、
    生体組織の可逆的または不可逆的エレクトロポレーション（ＩＲＥ）を引き起こすエレクトロポレーション波形を有するエネルギーを生成するように構成されたエレクトロポレーション波形供給ユニットと
    を含み、
    前記エレクトロポレーション波形供給ユニットが前記フィード構造に接続され、前記プローブへ送達するために、前記エレクトロポレーション波形を前記出力ポートに伝送し、
    前記フィード構造が、前記エレクトロポレーション波形及び前記ＲＦまたはマイクロ波エネルギーを前記出力ポートに伝送するための共通の信号経路を含む、前記電気外科用発生器。
  2. 前記電磁信号供給ユニットが、
    第１の周波数を有するＲＦ電磁（ＥＭ）放射を生成する無線周波数（ＲＦ）信号発生器と、
    前記第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放射を生成するマイクロ波信号発生器と
    を含み、
    前記フィード構造が、前記出力ポートを前記ＲＦ信号発生器に接続するＲＦチャネルと、前記出力ポートを前記マイクロ波信号発生器に接続するマイクロ波チャネルとを含み、
    前記ＲＦチャネル及び前記マイクロ波チャネルは、前記ＲＦ信号発生器と前記マイクロ波信号発生器から各々物理的に分離した信号経路を含み、
    前記フィード構造は、前記ＲＦチャネルから前記ＲＦ・ＥＭ放射を受信するように接続された第１の入力と、前記マイクロ波チャネルから前記マイクロ波ＥＭ放射を受信するように接続された第２の入力と、前記ＲＦ・ＥＭ放射と前記マイクロ波ＥＭ放射を前記共通の信号経路に送信するために前記第１の入力及び前記第２の入力と通信する出力とを有する結合回路を含む、請求項１に記載の電気外科用発生器。
  3. 前記エレクトロポレーション波形供給ユニットが、前記ＲＦチャネルを介して前記共通の信号経路に接続可能である、請求項２に記載の電気外科用発生器。
  4. 前記ＲＦチャネルに接続されたスイッチを含み、
    前記ＲＦ信号発生器及び前記エレクトロポレーション波形供給ユニットが、前記スイッチによって前記ＲＦチャネルに選択的に接続可能である、請求項３に記載の電気外科用発生器。
  5. 前記マイクロ波チャネルを前記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備える、請求項２〜４のいずれか１項に記載の電気外科用発生器。
  6. 前記エレクトロポレーション波形供給ユニットが、
    ＤＣ電源と、
    前記ＤＣ電源に接続され、ＤＣ電力の１つ以上のパルスを前記エレクトロポレーション波形として出力するように構成されたパルス発生器と
    を含む、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用発生器。
  7. 前記パルス発生器に接続され、前記パルス発生器に１つ以上のパルストリガ信号を送信するように構成されたパルス信号モジュールを含み、
    前記パルス発生器は、パルストリガ信号を受信するとＤＣ電力のパルスを出力するように構成される、請求項６に記載の電気外科用発生器。
  8. ＤＣ電力の各パルスの持続時間が、前記パルストリガ信号によって設定される、請求項７に記載の電気外科用発生器。
  9. 前記パルス信号モジュールが、ＤＣ電力の各パルスの前記持続時間の調整を可能にするように制御可能である、請求項８に記載の電気外科用発生器。
  10. ＤＣ電力の各パルスの前記持続時間が１ｎｓ〜１０ｍｓの範囲にある、請求項８または９に記載の電気外科用発生器。
  11. 前記ＤＣ電源が、
    調整可能な電圧源と、
    前記調整可能な電圧源の電圧をアップコンバートするためのＤＣ−ＤＣコンバータと
    を含み、
    ＤＣ電力の各パルスの振幅が、前記調整可能な電圧源を介して制御可能である、請求項６〜１０のいずれか１項に記載の電気外科用発生器。
  12. 前記パルス発生器がプッシュ・プル回路を備える、請求項６〜１１のいずれか１項に記載の電気外科用発生器。
  13. ＤＣ電力の各パルスの最大振幅が１０Ｖ〜１０ｋＶの範囲にある、請求項１１または１２に記載の電気外科用発生器。
  14. ＤＣ電力の各パルスの前記最大振幅が４００Ｖ以上である、請求項１３に記載の電気外科用発生器。
  15. 前記エレクトロポレーション波形が、５０％以下のデューティサイクルを有する複数のパルスを含む、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用発生器。
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