JP2019521746A - 電気外科用発電機 - Google Patents

Abstract

高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギー及びマイクロ波ＥＭエネルギーを生成する電気外科用発電機は、マイクロ波信号を生成するマイクロ波源と、マイクロ波源からのマイクロ波信号を伝達して、発電機から出力されるマイクロ波チャネルと、ＲＦ信号を伝達して発電機から出力されるＲＦチャネルと、マイクロ波信号を受信するように接続可能なマイクロ波−ＲＦコンバータとを含み、マイクロ波−ＲＦコンバータは、マイクロ波信号からＲＦ信号を生成するように、また、ＲＦ信号をＲＦチャネルに送達するように構成される。

Description

本発明は、高周波エネルギー及びマイクロ波周波数エネルギーを使用して生物組織を治療する電気外科装置に関する。詳細には、本発明は、組織を切るための高周波（ＲＦ）エネルギーと止血（すなわち、血液凝固を促進することによって破裂した血管を封じること）または組織アブレーションのためのマイクロ波周波数エネルギーとを生成できる外科装置に関する。

外科的切除は、人間や動物の体内から器官の一部を取り除く手段である。このような器官は非常に血管が多い場合がある。組織を切る（分断または切離）すると、細動脈と呼ばれる細い血管が、損傷または破裂する。最初の出血の後、出血箇所を塞ごうとして、血液が塊になる凝固カスケードが続く。手術中、患者が失う血ができるだけ少ないことが望ましく、よって、無血の切断を行おうとして様々な装置が開発されてきた。内視鏡手術に関しても、血流は、手術者の視界を曖昧にして、手術の中止が必要になったり、代わりに、他の方法、例えば、観血手術の使用が必要になったりする場合があるので、出血の発生や、できるだけ早く速く、目的にかなった方法で処置されないのは望ましくない。

鋭利な刃の代わりに、高周波（ＲＦ）エネルギーを用いて、生物組織を切ることが知られている。ＲＦエネルギーを用いて切る方法は、（細胞のイオン含有物によって助けられて）電流が組織基質を通る時、組織を通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用いて動作する。純粋な正弦波が組織基質に適用されると、細胞内に十分な熱が生成されて、組織の含水を蒸発させる。従って、細胞膜によって制御できないほど細胞の内圧が大きく上昇して、その結果細胞が破裂する。細胞破裂が広範囲に発生すると、組織が切離されたのが分かる。

上記原理は、除脂肪組織では的確に機能するが、脂肪組織においては、電子の通過を助けるイオン成分が少ないので、あまり効率的ではない。これが意味するのは、脂肪蒸発のための潜熱は、水の潜熱よりずっと大きいので、細胞の含有物を蒸発させるために必要とされるエネルギーは、ずっと大きくなるということである。

ＲＦ凝固は、効率の良くない方の波形を組織に適用することによって働くので、細胞含有物は、蒸発せずに、約６５℃に熱せられる。これは、脱水によって組織を乾燥させ、血管壁のタンパク質や細胞壁を作るコラーゲンも変性させる。タンパク質の変性は、凝固カスケードへの刺激として働き、それによって、血液凝固が促進される。同時に、細胞壁のコラーゲンが変性され、棒状の分子かららせん状に変化し、これによって、血管は縮み、大きさが小さくなって、血塊に固定点を与え、塞ぐ箇所が小さくなる。

しかしながら、脂肪組織が存在する時、電気的効果が弱められるので、ＲＦ凝固の効率は下がる。従って、脂肪の出血箇所を封じるのが非常に難しくなる場合がある。組織は、真っ白な縁を有する代わりに、黒くなり、焼けたようになる。

実際には、ＲＦ装置は、切断出力と凝固出力の間の中ほどの中間波高因子を有する波形を用いて動作してよい。

ＧＢ ２ ４８６ ３４３は、電気外科装置の制御システムを開示しており、その制御システムにおいては、プローブに送達されるＲＦエネルギー及び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、プローブに送られるＲＦエネルギーのサンプリングされた電圧及び電流の情報と、プローブに送られる、及び、プローブから送ら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電力及び反射電力の情報に基づいて、設定される。

図１は、ＧＢ ２ ４８６ ３４３で提示されたような電気外科装置４００の概略図を示す。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、生物組織の治療（例えば、切断または脱水）に適した電力レベルで、ＲＦ周波数の電磁信号を生成、及び制御する構成要素を含む。マイクロ波チャネルは、生物組織の治療（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、マイクロ波周波数の電磁信号を生成、及び制御する構成要素を含む。

マイクロ波チャネルは、マイクロ波周波数源４０２を有し、マイクロ波周波数源４０２からの信号を２つの分岐に分けるパワースプリッタ４２４（例えば、３ｄＢパワースプリッタ）に続く。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、マイクロ波チャネルは、制御信号Ｖ１０を介して制御装置４０６によって制御される可変減衰器４０４と、制御信号Ｖ_１１を介して制御装置４０６によって制御される信号変調器４０８とを含む電力制御モジュールと、駆動増幅器４１０と治療に適切な電力レベルでプローブ４２０から送達される前進マイクロ波ＥＭ放射を生成する電力増幅器４１２とを含む増幅器モジュールと、を有する。増幅器モジュールの後、マイクロ波チャネルは、（マイクロ波信号検出器の一部を形成する）マイクロ波信号結合モジュールに続き、マイクロ波信号結合モジュールは、マイクロ波周波数源からプローブに第１のポートと第２のポートの間の経路に沿ってマイクロ波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４１６と、サーキュレータ４１６の第１のポートの順方向カプラ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。反射カプラを通った後、第３のポートからのマイクロ波ＥＭエネルギーは、電力ダンプ負荷４２２に吸収される。マイクロ波信号結合モジュールは、検出のために、順方向結合信号または反射結合信号のいずれかをヘテロダイン受信機に接続するために、制御信号Ｖ_１２を介して制御装置４０６によって操作されるスイッチ４１５も含む。

パワースプリッタ４２４からの他方の分岐は、測定チャネルを形成する。測定チャネルは、マイクロ波チャネル上の増幅ラインアップを迂回して、プローブから低電力信号を送達するように配置される。この実施形態において、制御信号Ｖ_１３を介して制御装置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。高帯域通過フィルタ４２７が、一次チャネル選択スイッチ４２６とプローブ４２０との間に接続されて、低周波数ＲＦ信号からマイクロ波信号発生器を保護する。

測定チャネルは、プローブから反射された電力の位相及び大きさを検出するように配置された構成要素を含み、プローブの遠位端に存在する材料、例えば、生物組織に関する情報を得てよい。測定チャネルは、マイクロ波周波数源４０２からプローブに第１のポートと第２のポートの間の経路を通ってマイクロ波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のポートに向けられる。サーキュレータ４２８を使用して、順方向信号と反射信号を分離して、正確な測定を容易にする。しかしながら、サーキュレータは、第１のポートと第３のポートを完全には分離しないので、すなわち、順方向信号の一部は、第３のポートを通って、反射信号と干渉し得るので、（順方向カプラ４３０からの）順方向信号の一部を（注入カプラ４３２を介して）第３のポートを出る信号に注入するキャリアキャンセル回路を使用する。キャリアキャンセル回路は、第１のポートから第３のポートに入る信号を相殺するために、その信号と注入された部分とが１８０°位相がずれるのを確実にする位相調整器４３４を含む。キャリアキャンセル回路は、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も含む。

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を測定チャネルに設ける。順方向カプラ４３８の結合された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の各入力端子に接続され、スイッチ４４０は、制御信号Ｖ_１４を介して制御装置４０６によって操作されて、結合された順方向信号または反射信号のいずれかを、検出のためにヘテロダイン受信機に接続する。

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の各入力端子に接続され、二次チャネル選択スイッチ４４２は、一次チャネル選択スイッチと共に制御信号Ｖ_１５を介して制御装置４０６によって操作可能で、測定チャネルがプローブにエネルギーを供給している時、測定チャネルの出力がヘテロダイン受信機に接続され、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時、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ることを確実にする。

ヘテロダイン受信機を使用して、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と大きさの情報を抽出する。このシステムにはシングルヘテロダイン受信機が示されているが、必要に応じて、信号が制御装置に入る前にソース周波数を２度、混合により下げるために、ダブルヘテロダイン受信機（２つのローカル発振器及びミキサを含む）を使用してよい。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を混合して下げるためのローカル発振器４４４及びミキサ４４８を含む。ローカル発振器信号の周波数は、ミキサ４４８からの出力が制御装置４０６で受信されるのに適切な中間周波数となるように選択される。帯域通過フィルタ４４６、４５０が、ローカル発振器４４４及び制御装置４０６を、高周波のマイクロ波信号から保護するために設けられる。

制御装置４０６は、ヘテロダイン受信機の出力を受信し、そこから、マイクロ波チャネルまたは測定チャネル上の順方向信号及び／または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。この情報は、マイクロ波チャネルの高出力マイクロ波ＥＭ放射、または、ＲＦチャネルの高出力ＲＦ ＥＭ放射の送達の制御に使用できる。ユーザは、上記のように、ユーザインタフェース４５２を介して制御装置４０６とインタラクトしてよい。

図１に示すＲＦチャネルは、制御信号Ｖ_１６を介して制御装置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、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への送達のためのラインに伝達する。低域通過フィルタ、帯域通過フィルタ、帯域消去フィルタ、または、ノッチフィルタ４６４が、そのライン上に接続されて、ＲＦ信号発生器を高周波のマイクロ波信号から保護する。

変流器４６６が、ＲＦチャネルに接続されて、組織負荷に送達される電流を測定する。（出力トランスに接続されてよい）分圧器４６８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、各緩衝増幅器４７０、４７２と、電圧を固定するツェナーダイオード４７４、４７６、４７８、４８０とによる調整の後、制御装置４０６に直接接続される（図１の信号Ｂ及びＣとして示される）。

位相情報を引き出すために、電圧信号及び電流信号（Ｂ及びＣ）も、位相比較器４８２（例えば、ＥＸＯＲゲート）に接続され、位相比較器４８２の出力電圧は、ＲＣ回路４８４によって統合されて、電圧波形と電流波形との位相差に比例する電圧出力（図１にＡとして示される）を生成する。この電圧出力（信号Ａ）は、制御装置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、信号合成器１１４に接続され、信号合成器１１４は、両方の種類の信号を別個にまたは同時にケーブルアセンブリ１１６を通ってプローブ４２０に伝達し、プローブ４２０から、患者の生物組織に送達（例えば、放射）される。適切な信号合成器は、ＷＯ２０１４／０４９３３２に開示されている。

最も一般的には、本発明は、マイクロ波信号及びＲＦ信号の両方を信号周波数源から引き出す電気外科用発電機を提案する。このような発電機は、切ること（例えば、切除または切離）または凝固に適した波形のＲＦエネルギーを送達できてよく、また、凝固、アブレーション、または、測定に適したマイクロ波エネルギーを送達できてよい。発明は、多周波電気外科システムに必要な構成要素の数を低減し得る。これによって、製造コストを低減することができ、より小さいスケールのデバイス、例えば、ポータブルまたはハンドヘルドの電気外科用発電機の製造も容易にし得る。

本発明によると、高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギー及びマイクロ波ＥＭエネルギーを生成する電気外科用発電機が提供される。発電機は、マイクロ波信号を生成するマイクロ波源と、マイクロ波源からのマイクロ波信号を伝えて発電機から出力されるマイクロ波チャネルと、ＲＦ信号を伝えて発電機から出力されるＲＦチャネルと、マイクロ波信号を受信するように接続可能なマイクロ波−ＲＦコンバータとを含み、マイクロ波−ＲＦコンバータは、マイクロ波信号からＲＦ信号を生成し、ＲＦ信号をＲＦチャネルに送達するように構成される。この構成において、同じエネルギー源（マイクロ波源）を使用して、ＲＦ信号及びマイクロ波信号を生成する。これは、発電機ラインアップに１つしか電源が必要でないことを意味しており、既知のシステムと比較して構成要素の数を低減できる。

マイクロ波源は、例えば、１つの安定したマイクロ波周波数の１００Ｗ以上の電力でマイクロ波エネルギーを出力できる電力増幅器を含んでよい。

マイクロ波−ＲＦコンバータは、ＲＦ特性をマイクロ波信号に導入するように構成されたＲＦスイッチングユニットと、ＲＦ特性を保持しながら、マイクロ波信号を整流する整流ユニットとを含んでよく、ここで、ＲＦ信号は、整流ユニットの出力から取得される。ＲＦ特性は、マイクロ波信号において電力量が失われないように、または、わずかしか失われないように、導入されてよい。例えば、ＲＦスイッチングユニットは、例えば、高速スイッチングＰＩＮダイオード等を用いて実施される迅速なスイッチングができる変調器、または、マイクロ波信号を異なる宛先に交互に送るＳＰＤＴスイッチであってよい。

整流ユニットは、マイクロ波（すなわち、ＧＨｚオーダーの周波数）の信号をＤＣ信号に変換するように構成される。マイクロ波信号内のほぼ瞬間的なＯＮ−ＯＦＦ遷移としてＲＦ特性を導入することによって、マイクロ波信号の整流は、ＲＦ特性に影響をほとんど与えない、または、全く影響を与えない場合がある。この段階でＲＦ特性を保持することによって、ＲＦ特性を使用して、ＲＦ信号の所望の波形を抽出できる。本明細書の例においては、出力されたＲＦ信号は、正弦波の形を有してよい、すなわち、実質的に１つの安定した周波数であってよい。

整流ユニットは、マイクロ波信号の全波整流器として動作してよく、それによって、マイクロ波の波形の全てが利用できる。

ＲＦ特性は、１００ｋＨｚから３００ＭＨｚの間の１つの周波数、好ましくは４００ｋＨｚの周波数を有する主ＲＦ成分を含んでよい。ＲＦスイッチングユニットは、主ＲＦ成分周波数で動作してよい。

一例においては、ＲＦスイッチングユニットは、３００ＭＨｚ未満の周波数でマイクロ波信号をパルス状にする変調器を含んでよい。変調器は、５０％のデューティサイクルで動作するように構成されてよい。この設定は、生じる方形波において、（主ＲＦ成分に対応し得る）基本周波数の振幅を最大にできる。

別の例においては、整流ユニットは、第１の整流器及び第２の整流器を含んでよく、ＲＦスイッチングユニットは、３００ＭＨｚ未満の周波数でマイクロ波信号を第１の整流器と第２の整流器とに交互に送るように構成されてよい。マイクロ波−ＲＦコンバータは、第１の整流器及び第２の整流器から出力された整流された信号から整流された複合信号を形成するように構成されてよい。一例においては、複合信号が第１の整流器または第２の整流器単独の振幅の２倍の振幅を有する方形波となるように、第１の整流器及び第２の整流器の極性は、反対であってよい。

マイクロ波−ＲＦコンバータは、不要な周波数成分を整流ユニットの出力から取り除くように構成されたフィルタリングユニットを含んでよい。言い換えると、フィルタリングユニットは、整流器ユニットの出力から所望の周波数または狭い周波数帯域を選択するように構成されてよい。出力が方形波の場合、フィルタリングユニットは、信号から高調波を取り除くように構成されてよい。ＲＦ信号は、従って、方形波の基本波に主に基づいてよい。

ＲＦ信号の所望の圧力レベルを達成するために、マイクロ波−ＲＦコンバータは、ステップアップトランスを含んでよい。

発電機は、マイクロ波エネルギーとＲＦ信号を別個に、例えば、相互に排他的に送達するように構成されてよい。発電機は、従って、マイクロ波信号をマイクロ波チャネルに選択的に向けるスイッチ、または、マイクロ波−ＲＦコンバータを含んでよい。

発電機は、送達プローブに向かってマイクロ波信号とＲＦ信号を伝える共通の出力チャネルを含んでよい。マイクロ波チャネルとＲＦチャネルとを共通の出力チャネルに接続する信号合成器が設けられてよい。信号合成器は、スイッチまたはダイプレクサであってよい。

発電機の操作は、制御装置、例えば、マイクロプロセッサ等によって管理されてよい。制御装置は、例えば、適切な制御信号をＲＦスイッチングユニット及び／または整流ユニットに送信することによって、マイクロ波−ＲＦコンバータを操作するように構成されてよい。

別の態様においては、発明は、高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギー及びマイクロ波ＥＭエネルギーを生物組織に送達する電気外科システムを提供し、システムは、上記の電気外科用発電機と、マイクロ波信号及びＲＦ信号を電気外科用発電機から受信するように接続された送達プローブとを含む。送達プローブは、ＲＦエネルギーを送達して生物組織を切ることができ、マイクロ波エネルギーを送達して、生物組織を凝固またはアブレーションできる電気外科器具であってよい。

本明細書において、「マイクロ波」という語は、４００ＭＨｚから１００ＧＨｚの周波数範囲、好ましくは、１ＧＨｚから６０ＧＨｚの周波数範囲をおおまかに示して使用されてよい。考慮した具体的な周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、及び、２４ＧＨｚである。一方、本明細書は、少なくとも３桁小さい、例えば、３００ＭＨｚ以下、好ましくは、１０ｋＨｚから１ＭＨｚ、最も好ましくは、４００ｋＨｚの周波数範囲を指して、「高周波」または「ＲＦ」という語を使用する。

本発明の例を、添付図面を参照して以下に詳細に記載する。

上記で説明したマイクロ波信号及びＲＦ信号を提供する既知の電気外科用発電機の構成の概略システム図である。 本発明の実施形態であるマイクロ波−ＲＦコンバータを有する電気外科用発電機の概略ブロック図である。 本発明の実施形態で使用できるマイクロ波−ＲＦコンバータの構成要素の概略ブロック図である。 本発明で使用できるマイクロ波−ＲＦコンバータの第１の例の信号遷移の段階を示す概略図である。 本発明で使用できるマイクロ波−ＲＦコンバータの第２の例の信号遷移の段階を示す概略図である。

図２は、本発明の実施形態による、生物組織を治療するためのマイクロ波エネルギー及びＲＦエネルギーを生成する電気外科装置１００の概略ブロック図である。装置１００は、安定した１つの周波数を有するマイクロ波信号を生成するマイクロ波発生器１０２を含む。好ましい周波数は、５.８ＧＨｚである。マイクロ波発生器１０２は、図１を参照して記載したマイクロ波チャネル上の構成要素を含んでよい。詳細には、マイクロ波発生器１０２は、５０Ωインピーダンスを有する負荷に１００Ｗの電力でマイクロ波信号を侵入させることができる電力増幅器を含んでよい。

マイクロ波発生器１０２から出力されたマイクロ波信号は、モードスイッチ１０４によって受信され、モードスイッチ１０４は、制御装置（図示せず）によってマイクロ波信号の経路を選択するように制御される。制御装置は、モードスイッチ１０４を操作して、マイクロ波信号を第１の経路１０７を通って送達プローブ（図示せず）に向けるマイクロ波送達モードと、マイクロ波信号を第２の経路１０９を通ってマイクロ波―ＲＦコンバータ１０６に向けるＲＦ送達モードとを選択でき、マイクロ波−ＲＦコンバータ１０６は、マイクロ波信号をＲＦ信号に変換し、ＲＦ信号は、第３の経路１１１を通って送達プローブに向かう。マイクロ波−ＲＦコンバータ１０６について、以下により詳細に記載する。

第１の経路１０７及び第２の経路１０９は、高出力マイクロ波エネルギーを低損失で伝達できる伝送線（例えば、同軸ケーブルまたは類似のもの）から形成されてよい。同様に、モードスイッチ１０４は、同軸スイッチ（例えば、同軸単極双投スイッチ）等であってよい。第３の経路１１１は、ＲＦ信号を低損失で伝えるのに適した伝送線から形成されてよい。ここでも、同軸ケーブルが適切であり得る。

信号合成器１０８を用いて、第３の経路１１１からのＲＦ信号または第２の経路１０９からのマイクロ波信号を共通の出力経路１１３で送達プローブに向けて伝えてよい。信号合成器１０８は、プローブから反射するエネルギーからマイクロ波−ＲＦコンバータ１０６及びマイクロ波発生器１０２を保護するスイッチまたはダイプレクサ構成であってよい。信号合成器１０８にスイッチが使用される場合、スイッチは、モードスイッチ１０４と同期した制御装置によって操作可能であってよい。

送達プローブは、例えば、切断、凝固、測定、アブレーション等のために、ＲＦエネルギー及びマイクロ波エネルギーを生物組織に対して使用するのに適切な任意の電気外科器具であってよい。可能なプローブは、例えば、ＷＯ２０１４／００６３６９、ＷＯ２０１４／１８４５４４、及び、ＷＯ２０１５／０９７４４６に見られる。送達プローブは、観血手術、腹腔鏡手術、及び、内視鏡手術のいずれかで使用されてよい。ある例においては、信号合成器１０８は、手術用内視鏡デバイスの器具の通路を通る柔軟な給電ケーブル（例えば、同軸ケーブル）にＲＦ信号及びマイクロ波信号を伝達するように構成されてよい。

図３は、本発明の実施形態で使用されるマイクロ波−ＲＦコンバータ１０６の機能要素の概略ブロック図である。図３のブロックの機能を行うために様々な組み合わせの構成要素を選択できることと、本発明は構成要素のどの特定の組み合わせにも限定される必要がないことは理解されよう。

マイクロ波−ＲＦコンバータ１０６は、ＲＦスイッチングユニット１１０を含み、ＲＦスイッチングユニット１１０は、マイクロ波信号をパルス状にする変調器、または、マイクロ波信号を複数の経路間に向けるスイッチであってよい。これらの２つの選択肢を、図４及び図５を参照して以下により詳細に記載する。ＲＦスイッチングユニット１１０は、ＲＦ特性をマイクロ波信号に導入するように働く。ＲＦ特性は、コンバータ１０６からの出力であるＲＦ信号の所望の主周波数に対応する周波数成分を含む。例えば、マイクロ波信号は、連続波（ＣＷ）信号としてコンバータ１０６に入力されてよい。ＲＦスイッチングユニット１１０は、ＣＷマイクロ波信号を１つまたは複数のパルス状マイクロ波信号に変換するように構成されてよく、パルス周波数は、ＲＦ特性を持つ。ＲＦスイッチングユニット１１０は、制御装置（図示せず）の制御の下に動作してよい。ＲＦスイッチングユニット１１０は、ＰＩＮダイオードを用いて形成されてよく、ＰＩＮダイオードは、高出力信号で高速スイッチングが可能である。

ＲＦスイッチングユニット１１０の出力は、整流ユニット１１２によって受信され、整流ユニット１１２は、マイクロ波信号を整流するように、すなわち、パルス状マイクロ波信号の各パルスのマイクロ波周波数ＡＣ成分をＤＣ信号に変換するように構成される。任意の適切な整流器回路をこの目的で使用してよいが、以下に記載するように、変換効率が高いことが望ましい。整流器は、例えば、ショットキーダイオード等を用いて、反転増幅器構成を含んでよい。整流器は、好ましくは、例えば、フルブリッジ構成を有する全波整流器である。この構成は、マイクロ波信号を完全に使用できて、所望の電圧を有するＲＦ信号を取得する助けになり得る。整流ユニット１１２は、例えば、整流器出力へのシャントに接続されるバラクタダイオード等によって提供される平滑コンデンサ構成を含んでよい。

整流ユニット１１２の出力は、整流された信号から所望のＲＦ信号を抽出するように構成されたフィルタリングユニット１１４によって受信される。整流された信号は、方形波、すなわち、ＲＦスイッチングユニット１１０によって導入されたＲＦ周波数のＯＮとＯＦＦのパルスの連続に類似してよい。フィルタリングユニット１１４は、整流された信号の高調波部分を取り除いて、主な構成要素が基本周波数の正弦波である出力ＲＦ信号を生成するように構成されてよい。

フィルタリングユニットの出力は、ＲＦ信号の圧力を使用に望ましいレベルに昇圧する機能を有する変圧器ユニット１１６によって受信される。任意の従来のステップアップトランス構成が、この目的に使用できる。一例においては、ステップアップトランスは、図１を参照して記載した変圧器４６２に組み込まれてよい。言い換えると、コンバータ１０６が、図１に示すシステムと類似のシステムで実施されてよく、その場合、コンバータ１０６は、ＲＦ信号を生成する構成要素に取って代わる。

マイクロ波−ＲＦコンバータ１０６の構成及びＲＦエネルギーを生成するように切り替えられた時のマイクロ波発生器１０２の出力は、生物組織の治療に適切な特性を有するＲＦ信号を生成できるように選択されてよい。例えば、生成されたＲＦ信号は、生物組織の切断のプロセスで使用されるのが望ましいことがある。

一例においては、ＲＦ信号の所望の出力電圧は、約３００Ｖｒｍｓである。ＲＦ信号は、例えば、約１ｋΩ以上の比較的高いインピーダンスに「なる」可能性がある。この状況では、ＲＦ信号は、３００ｍＡｒｍｓの電流を生じ、従って、約９０ＷのＲＦ電力に対応する。よって、入力マイクロ波信号の電力とマイクロ波−ＲＦコンバータ１０６の効率とはこの電力レベルが生成できるように選択されるのが好ましい。例えば、マイクロ波信号が、５０Ωで１００Ｗの電力を有する場合、変換効率は、９０％であることが必要である。

９０％の効率を達成できない場合、１ｋＱより高いインピーダンスにする（すなわち、３００ｍＡｒｍｓより低い電流を有する）こと、または、３００Ｖｒｍｓより低いＲＦ電圧を有することが必要となり得る。

マイクロ波−ＲＦコンバータ１０６の動作を簡単に説明するために、以下の分析は１００％の効率で達成できるものに基づいている。

５０Ωで１００Ｗを有するＣＷマイクロ波信号が、全波整流器を用いて、１００％の効率で整流される場合、整流された電圧は、１００Ｖである。ＲＦ信号は、ＲＦ周波数（４００ｋＨｚの周期周波数）でマイクロ波電力をｏｎとｏｆｆに切り替えることによって生成できる。これは、１００Ｖと０Ｖを繰り返す、すなわち、１００Ｖピークトゥピークを繰り返す４００ｋＨｚの信号を生成する。これは、高調波部分（第３、第５、第７等）を有する方形波である。これをフィルタリングして、（４００ｋＨｚの）基本波のみを選択する場合、基本正弦波の振幅は、方形波の振幅の１２７．４％、すなわち、１２７．４Ｖピークトゥピークとなる。方形波、すなわち、５０％デューティサイクルは、他のデューティサイクルと比較して基本波の振幅を最大にする。この動作方法を、図４に関して以下に記載する。

しかしながら、ピークトゥピーク電圧は、整流器の出力が、切られずに反転される場合、２倍になって±１００Ｖを生成する。これは、フィルタリング前に、２００Ｖのピークトゥピーク電圧を提供し、４００ｋＨｚで、約２５４．８Ｖのピークトゥピークを提供する。これを行うために、整流器の極性は、４００ｋＨｚの周期周波数で切り替えることができる。これを行う１つの方法は、マイクロ波のスイッチの対と、極性が反対の２つの全波整流器を使用することである。この動作方法を図５に関して以下に記載する。

３００Ｖｒｍｓの信号のピークトゥピーク電圧は、８４８．５Ｖピークトゥピークである。よって、ステップアップトランスは、３：１０電圧変圧器として、２５４Ｖピークトゥピークを所望のレベルに変換するように構成できる。３：１０電圧変圧器は、９：１００で、すなわち、５０Ωから５５５．５Ωにインピーダンスを変換し、従って、装置は、出力インピーダンスが上記で計算したピーク出力を送達するように整流ユニットをサポートするレベルであることを確実にするように、構成されてよい。

図４は、一実施形態における、マイクロ波−ＲＦコンバータによってどのようにマイクロ波信号が変換されるかの概略図である。

マイクロ波信号が、ＣＷマイクロ波信号１３０としてコンバータに入力され、ＲＦスイッチングユニット１１０によって受信される。ＲＦスイッチングユニットは、この例においては、変調器、例えば、制御装置（図示せず）によって操作されるＰＩＮダイオードベースのデバイスである。ＲＦスイッチングユニット１１０の出力は、複数のマイクロ波エネルギーのバーストを含むパルス状マイクロ波信号１３２である。

パルス状マイクロ波信号１３２は、全波整流器ユニット１１２によって受信され、全波整流器ユニット１１２は、マイクロ波エネルギーの各バーストを整流して、ＯＮ部分とＯＦＦ部分の連続によって形成される方形波に似た整流された信号１３４を形成する。方形波のデューティサイクルは、ＲＦスイッチングユニットのスイッチングデューティサイクルに対応する。この例において、デューティサイクルは、５０％である。マイクロ波信号の周波数は、５．８ＧＨｚであってよく、ＲＦスイッチングユニットのスイッチング周波数は、４００ｋＨｚであってよい。図４に示す波形は、スケーリングしていないが、方形波の周波数が、マイクロ波信号の周波数より何桁も（例えば、少なくとも３桁）小さいという事実を一般的に示している。

整流された信号１３４は、フィルタリングユニット１１４によって受信され、フィルタリングユニット１１４は、方形波信号の高調波を除去して、方形波の基本周波数に対応する周波数を有するＲＦ信号１３６を出力する。次に、ＲＦ信号１３６は、プローブに送達されるために、上記ステップアップトランスに伝達されてよい。

図５は、別の実施形態における、マイクロ波−ＲＦコンバータによってどのようにマイクロ波信号が変換されるかの概略図である。

この例においても、マイクロ波信号は、ＣＷマイクロ波信号１３０としてコンバータに入力される。ＣＷマイクロ波信号１３０は、ＲＦスイッチングユニット１１０によって受信される。ＲＦスイッチングユニット１１０は、この例においては、スイッチ、例えば、Ｔｅｌｅｄｙｎｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ社が製造するハイパワースイッチである。ＲＦスイッチングユニット１１０は、ＣＷマイクロ波信号１３０を２つの整流器ユニット１１７、１１８間に交互に送る。従って、第１の整流器ユニット１１７は、複数のマイクロ波エネルギーバーストを含む第１のパルス状マイクロ波信号１４０を受信し、第２の整流器ユニット１１８は、第１のパルス状マイクロ波信号１４０と位相がずれた第２のパルス状マイクロ波信号１４２を受信し、それによって、マイクロ波エネルギーのバーストは、第１の整流器ユニット１１７と第２の整流器ユニット１１８で交互に受信される。

各整流器ユニット１１７、１１８は、マイクロ波エネルギーのバーストを整流して、ＯＮ部分とＯＦＦ部分の連続によって形成される方形波に似た整流された各信号１４４、１４６を形成する。方形波のデューティサイクルは、ＲＦスイッチングユニット１１０のスイッチングデューティサイクルに対応する。この例においては、デューティサイクルは５０％で、生じる整流された信号１４４、１４６は同じ周波数を有する。マイクロ波信号の周波数は、５．８ＧＨｚであってよく、ＲＦスイッチングユニットのスイッチング周波数は、４００ｋＨｚであってよい。図５に示す波形は、スケーリングしていないが、方形波の周波数が、マイクロ波信号の周波数より何桁も（例えば、少なくとも３桁）小さいという事実を一般的に示している。

第２の整流器ユニット１１８の極性は、第１の整流器ユニット１１７の極性と反対であるように構成される。整流器ユニット１１７、１１８からの出力は、従って、反対の極性と位相オフセットを有する第１の整流された信号１４４及び第２の整流された信号１４６を含む。

第１の整流された信号１４４及び第２の整流された信号１４６は、スイッチングユニット１２０によって組み合わされて複合信号１４８になる。スイッチングユニット１２０のスイッチング周波数は、スイッチングユニット１１０と同じで、動作は、制御装置（図示せず）によってスイッチングユニット１１０と同期されてよい。複合信号１４８は、整流された各信号１４４、１４６の振幅の２倍を有する方形波である。

複合信号１４８は、フィルタリングユニット１１４によって受信され、フィルタリングユニット１１４は、方形波信号の高調波を除去して、方形波の基本周波数に対応する周波数を有するＲＦ信号１５０を出力する。次に、ＲＦ信号１５０は、プローブに送達されるために、上記のステップアップトランスに伝達されてよい。

Claims (16)

1. 高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギー及びマイクロ波ＥＭエネルギーを生成する電気外科用発電機であって、
   マイクロ波信号を生成するマイクロ波源と、
   前記マイクロ波源からの前記マイクロ波信号を伝えて、前記発電機から出力されるマイクロ波チャネルと、
   ＲＦ信号を伝えて、前記発電機から出力されるＲＦチャネルと、
   前記マイクロ波信号を受信するように接続可能なマイクロ波−ＲＦコンバータであって、
   前記マイクロ波信号から前記ＲＦ信号を生成し、且つ、
   前記ＲＦ信号を前記ＲＦチャネルに送達する
   ように構成された前記マイクロ波−ＲＦコンバータと、
   を含む前記電気外科用発電機。
2. 前記マイクロ波−ＲＦコンバータは、
   ＲＦ特性を前記マイクロ波信号に導入するように構成されたＲＦスイッチングユニットと、
   前記ＲＦ特性を保持しながら、前記マイクロ波信号を整流する整流ユニットと、
   を含み、
   前記ＲＦ信号は、前記整流ユニットの出力から取得される、
   請求項１に記載の電気外科用発電機。
3. 前記整流ユニットは、前記マイクロ波信号の全波整流器として動作する、請求項２に記載の電気外科用発電機。
4. 前記ＲＦ特性は、４００ｋＨｚの周波数を有する主ＲＦ成分を含む、請求項２または３に記載の電気外科用発電機。
5. 前記ＲＦスイッチングユニットは、３００ＭＨｚ未満の周波数で前記マイクロ波信号をパルス状にする変調器を含む、請求項２〜４のいずれか１項に記載の電気外科用発電機。
6. 前記変調器は、５０％のデューティサイクルで動作するように構成される、請求項５に記載の電気外科用発電機。
7. 前記整流ユニットは、方形波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電機。
8. 前記整流ユニットは、第１の整流器及び第２の整流器を含み、前記ＲＦスイッチングユニットは、前記第１の整流器と前記第２の整流器との間に３００ＭＨｚ未満の周波数で、前記マイクロ波信号が交互に入るように構成される、請求項２〜４のいずれか１項に記載の電気外科用発電機。
9. 前記マイクロ波−ＲＦコンバータは、前記第１の整流器及び前記第２の整流器から出力された整流された信号から整流された複合信号を形成するように構成される、請求項８に記載の電気外科用発電機。
10. 前記整流された複合信号は、方形波である、請求項９に記載の電気外科用発電機。
11. 前記マイクロ波−ＲＦコンバータは、前記整流ユニットの前記出力から不要な周波数成分を取り除くように構成されたフィルタリングユニットを含む、請求項２〜１０のいずれか１項に記載の電気外科用発電機。
12. 前記マイクロ波−ＲＦコンバータは、ステップアップトランスを含む、請求項２〜１１のいずれか１項に記載の電気外科用発電機。
13. 前記マイクロ波チャネルまたは前記マイクロ波−ＲＦコンバータに前記マイクロ波信号を選択的に向けるスイッチを含む、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用発電機。
14. 前記マイクロ波チャネル及び前記ＲＦチャネルを共通の出力チャネルに接続する信号合成器を含む、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用発電機。
15. 前記マイクロ波−ＲＦコンバータを操作するように構成された制御装置を含む、先行請求項のいずれかに記載の電気外科用発電機。
16. 高周波（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギー及びマイクロ波ＥＭエネルギーを生物組織に送達する電気外科手術システムであって、
    先行請求項のいずれかに記載の電気外科用発電機と、
    前記マイクロ波信号及び前記ＲＦ信号を前記電気外科用発電機から受信するように接続された送達プローブと、
    を含む、前記電気外科手術システム。

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