JP7454241B2 - マイクロ波増幅器 - Google Patents

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Description

本発明は、マイクロ波増幅器に関する。本発明は、特に、生体組織をマイクロ波エネルギーで治療するために電気外科デバイスと共に使用するマイクロ波増幅器構成に関する。
電気外科による生体組織の治療においてマイクロ波エネルギーが使用されることは、よく知られている。しかし、マイクロ波エネルギーを厳密に制御して送達することは、マイクロ波源と、治療対象の生物組織に接触しているアプリケータ構造との間における損失効果が主因となって、依然として困難である。これらの影響は、内視鏡などの外科用スコーピングデバイスを使用する最小侵襲処置において、特に問題となり得る。外科用スコーピングデバイスは通常、器具コードが伸び出る本体を備える。器具コードの長さにわたって延びる管腔である器具チャネルを通して、アプリケータ構造が患者の体内に挿入される。従って、マイクロ波エネルギーをアプリケータに送達するには、器具コードを通してこのエネルギーを伝送する必要がある。
生物組織を治療することを可能にするためには、アプリケータにより大量のエネルギーを送達する必要がある。つまり、器具コードを介して高電力信号を伝送する必要がある。しかし、高電力信号の伝送は大きな損失を生じ、これは、身体に悪影響を与え得る望ましくない管腔内加熱を引き起こし得る。これらの課題を克服するには、通常、器具コードを介してより低電力の信号を伝送する必要があるが、これは治療時間が長くなる。治療時間が長くなると、患者の快適度は低下し、手術後の回復時間も長くなり得る。
本発明は、最も一般的に、低電力マイクロ波周波数信号のより効率的な増幅を提供する負荷ネットワークを有するマイクロ波増幅器に関する。本発明のマイクロ波増幅器は、例えば除去、切除、凝固などの生体組織の治療用の電気外科装置と共に使用するのに、特に適している。
本発明による出力負荷ネットワークにより効率は向上し、これにより、マイクロ波増幅器及び／またはマイクロ波発生器は、組織にエネルギーを送達するために、ＤＣ電源とマイクロ波アプリケータ構造との間のいずれの箇所にでも配置することが可能となる。より小型でより効率的な増幅器は、より低い電力を要し、冷却の必要性も低減される。例えば、いくつかの実施形態では、増幅器及び／またはマイクロ波発生器は、電気外科装置のハンドルに、またはアプリケータ構造自体の中に、組み込まれ得る。本発明により、電気外科装置と共に使用する携帯型発生器ユニットの製造も可能となる。
本発明の第１の態様によれば、基本周波数の電磁（ＥＭ）信号を増幅するマイクロ波増幅器が提供され、マイクロ波増幅器は、増幅マイクロ波信号をその出力で提供するように構成されたトランジスタと、トランジスタ電流源面で増幅マイクロ波信号の波形を整形するために、出力に接続された負荷ネットワークと、を備え、負荷ネットワークは、基本周波数でインピーダンス整合を提供するように調整可能な基本波整合ネットワークと、出力と基本波整合ネットワークとの間に配置された、増幅マイクロ波信号の第２次高調波周波数の１／２波長伝送線路と、第３次高調波周波数で開回路状態を提供するために１／２波長伝送線路に配置された、増幅マイクロ波信号の第３次高調波周波数の１／４波長スタブ及び５／４波長スタブと、第２次高調波周波数で短絡回路状態を提供するために１／２波長伝送線路に配置された、第２次高調波周波数の１／４波長スタブ及び基本周波数の１／４波長スタブと、を備える。例えば、増幅器は、集積回路ベースの増幅器であり得る。
この構成では、基本波整合ネットワークは、負荷ネットワークの残りの部分により提供される波形整形効果とは独立して作動し得る。言い換えると、波形整形効果を提供するスタブは、本発明では、基本波整合ネットワークが整合する基本周波数へのいかなる影響も、打ち消すまたは抑制するように構成される。これにより、例えばトランジスタへの接続の前に、基本波整合ネットワークを事前に構成することが可能となり得る。増幅器を組み立てる際、スタブを好適に配置することにより、基本波整合ネットワークが提供する基本周波数でのインピーダンス整合に影響を与えることなく、負荷ネットワークを最適化して（例えば調整して）必要な波形整形効果を達成することができる。
この独立性は、特に第３次高調波周波数の５／４波長スタブを使用することにより達成される。このスタブは、基本波と第２次高調波との整合に対する第３次高調波周波数の１／４波長スタブの影響を取り除く。
増幅器トランジスタは通常、個別の構成要素としてではなくパッケージの一部として提供されるため、独立した調整は、特に有用である。負荷ネットワークの調整は、パッケージの特性に大きく依存し得るが、これらの特性が製造業者またはサプライヤにより提供されることは、ほとんどない。その結果、多くの場合、特定のトランジスタパッケージの負荷ネットワークを調整する必要がある。本発明では、基本周波数での負荷ネットワークのインピーダンス整合に影響を与えることなく、負荷ネットワークの調整を行うことができ、これにより、トランジスタパッケージの詳細な特性が分かる前に、負荷及び整合ネットワークを部分的に設計及び調整することが可能となる。さらに、トランジスタ情報がないために、増幅器の安定性に対する高調波調整ネットワーク、すなわち負荷ネットワークの波形整形部分の可能性のある影響が分からない場合、パッケージの特性が分かる前に、低効率級の増幅器（例えばＢ級）を設計及び構築してもよく、低減導通角モードのＦ級などの高効率増幅器を製造し、トランジスタパッケージを配置して実験的に「ベンチテスト」で試験してもよい。
本発明の増幅器は、Ｆ級マイクロ波増幅器である。開回路終端で奇数次高調波を終端し、短絡回路終端で偶数次高調波を終端することにより、トランジスタ電流源面または出力における方形波電圧波形及び半正弦波電流波形で、高い増幅器効率が達成される。特に、本発明は、負荷ネットワークにおいて基本周波数の第３次までの高調波のみを考慮しながら、少なくとも８０％の高効率を提供することが分かっている。後述されるように、電気外科装置のマイクロ波発生器ラインナップで使用するには、このレベルの効率で十分である。いくつかの実施形態では、負荷ネットワークは、より高い効率を達成するために、高次高調波周波数の追加終端を備え得る。理論的には、十分な数の高次高調波が負荷ネットワークにより終端される場合、１００％に近い効率が達成され得る。
第３次高調波周波数の１／４波長スタブ及び５／４波長スタブは、１／２波長伝送線路に沿って、第３次高調波周波数のトランジスタ電流源面から１／４波長に等しい距離で、互いに対向するように配置されることが好ましい。これにより、第３次高調波周波数の適切な開回路終端が確保される。基本波整合ネットワークとは独立して負荷ネットワークを調整する能力により、真性トランジスタの電流源面とパッケージ外部面との間の未知の電気長、すなわち、トランジスタ出力と、トランジスタが中に設けられているパッケージの出力との間の電気距離が、構成される。いくつかの実施形態では、第２次高調波周波数の１／２波長伝送線路は、第３次高調波周波数の１／４波長伝送線路（内部パッケージのドレイン接続の電気長を含む）を備え、よって、第３次高調波周波数の１／４波長スタブ及び５／４波長スタブは、第３次高調波周波数の１／４波長伝送線路の出力において、互いに対向するように配置され得る。
第２次高調波周波数の１／４波長スタブ及び基本周波数の１／４波長スタブは、１／２波長伝送線路の出力において、互いに対向するように配置されることが好ましい。これにより、第２次高調波周波数の適切な閉路終端が確保される。
任意で、基本周波数の１／４波長スタブを介して、バイアス電圧がトランジスタに印加され得る。バイアス電圧入力と、基本周波数の１／４波長スタブとの接続部に、接地への分路コンデンサも配置されることが好ましい。コンデンサは、マイクロ波周波数で短絡回路に近づくのに十分低い誘導抵抗を提供し得る。
本発明の第２の態様によれば、高電力マイクロ波電磁（ＥＭ）放射を生成するマイクロ波信号発生器が提供され、発生器は、第１の電力のマイクロ波ＥＭ放射を生成するように構成されたマイクロ波発生器と、本発明の第１の態様による増幅器であり得るマイクロ波増幅器と、を備える。マイクロ波増幅器は、マイクロ波ＥＭ放射を、第１の電力から、第１の電力より高い第２の電力に増幅するように構成される。前述のマイクロ波増幅器を使用することにより、本発明は、高電力マイクロ波ＥＭ放射を生成することができる携帯容易なマイクロ波信号発生器の製造が可能となる。高効率の装置は、より小型であり、電力及び冷却要件が低減され得る。携帯型発生器は、例えば、電気外科的止血デバイス、特に緊急事態で使用され得るデバイスと共に使用されることが望ましくあり得る。マイクロ波信号発生器は、マイクロ波発生器が必要とし得る直流（ＤＣ）エネルギーを供給する直流（ＤＣ）電源を備え得る。ＤＣ電源は、電池、特に取り外し可能な電池の形態であり得る。このように、止血及び凝固に十分なエネルギーを提供する携帯型発生器であって、さらなるエネルギー送達が必要な場合には電源を容易に交換できる携帯型発生器が提供され得る。
本発明の第３の態様によれば、電気外科手術を行うための電気外科装置が提供され、装置は、第１の電力のマイクロ波電磁（ＥＭ）放射を生成するように構成されたマイクロ波信号発生器と、マイクロ波ＥＭ放射を第１の電力から、第１の電力よりも高い第２の電力に増幅するように構成された本発明の第１の態様によるマイクロ波増幅器と、生体組織を治療するために、第２の電力のマイクロ波ＥＭ放射をその遠位端から送達するように構成されたプローブと、マイクロ波ＥＭエネルギーを搬送する給電構造と、を備え、プローブは、給電構造の遠位端に配置され、マイクロ波信号発生器及びマイクロ波増幅器は、給電構造に沿って分配される。
第１の態様に関して前述されたマイクロ波増幅器を使用して、このように電気外科装置を提供することにより、給電構造全体の損失を低減し、かつ管腔内加熱から生じる問題を回避しながら、電気外科手術用の高電力マイクロ波を生成することができる。
本発明により、マイクロ波増幅器をプローブの近くに配置すること、またはプローブに一体化することでさえ可能となり、これにより、プローブへの高電力マイクロ波ＥＭエネルギーの伝送により通常生じる損失が低減される。これには、直径を縮小したケーブルを使用することが可能になり、よって直径を縮小していないケーブルでは到達が困難な場所での電気外科手術が可能となるなど、多数の利点がある。損失が低減されるということは、つまり、給電構造を形成する伝送ケーブルの加熱も低減される。
また、本発明により、確実に増幅器の電力要件は低減されるため、マイクロ波増幅器に至る給電構造全体にわたる損失及び電力散逸も低減され得る。
いくつかの実施形態では、マイクロ波増幅器はまた、プローブに一体化され得る。従って、前述のような既知のデバイスに存在するマイクロ波電力損失及び関連する欠点が、さらに回避され得る、または低減され得る。装置は、マイクロ波信号発生器に直流（ＤＣ）エネルギーを供給する直流（ＤＣ）電源をさらに備え得、ＤＣ電源もプローブに一体化される。このように、マイクロ波生成を完全にプローブ内で実行することができ、いくつかの実施形態では、外部電源を要さない。
いくつかの実施形態では、電気外科装置は、本体及び器具コードを有するスコーピングデバイスを備え得、器具コードを通して器具チャネルが延在し、器具チャネルを通してプローブを挿入可能である。例えば、スコーピングデバイスは、内視鏡、胃内視鏡、または腹腔鏡などであり得る。本発明の利点を有する携帯型電気外科装置を提供するために、マイクロ波信号発生器は、スコーピングデバイスの本体に一体化され得る。いくつかの実施形態では、ＤＣ電源は、スコーピングデバイスの本体に一体化され得る。
任意で、電気外科装置は、可撓性シャフトを介してプローブに接続され得るハンドルを備え得る。可撓性シャフトは、スコーピングデバイスの器具チャネルを通して挿入可能であることが好ましい。マイクロ波信号発生器は、ハンドルに一体化され得る。いくつかの実施形態では、ＤＣ電源は、ハンドルに一体化され得る。
本明細書では、「マイクロ波」は、４００ＭＨｚ～１００ＧＨｚの周波数範囲、好ましくは１ＧＨｚ～６０ＧＨｚの範囲を示すために、幅広く使用され得る。検討された特定の周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ、及び２４ＧＨｚである。
同様に、本明細書における「導電体」または「導電」材料への言及は、別の意味が意図されていることを文脈が明示しない限り、導電性を意味すると解釈されるべきである。
本発明を具現化する例が、添付の図面を参照しながら、下記で詳しく論述される。
本発明が適用される完全な電気外科装置の概略図である。 マイクロ波発生器ラインナップの概略図である。 本発明と共に使用され得る出力段における構成要素の概略図である。 従来技術の負荷ネットワークを示す。 本発明による負荷ネットワークを示す。 本発明による増幅器の出力電圧及び電流のグラフを示す。
図１は、本発明が適用され得る完全な電気外科装置１００の配線図である。
装置は、内視鏡、胃内視鏡、または腹腔鏡などの外科スコーピングデバイス１１４を備える。外科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が伸び出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、複数の管腔を囲む外側被覆を備える。複数の管腔は、本体１１６から器具コード１２０の遠位端へ、様々なものを搬送する。複数の管腔のうちの１つは、器具（作業）チャネルである。器具（作業）チャネルの全長に沿って、可撓性シャフト１１２を挿入可能である。他の管腔は、例えば遠位端に照明を提供するために、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）が、照明入力ポート１２６により本体１１６に接続され得る。
可撓性シャフト１１２の近位端には、ハンドル１０６があり、これは、注射器などの流体送達デバイス１０８から流体供給１０７を受け取るように接続され得るが、これは必須である必要はない。必要に応じて、ハンドル１０６は、例えば、トリガ１１０を摺動させることにより１つ以上の制御ワイヤまたはプッシュロッド（図示せず）の長手方向（前後）の動きを制御するように作動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、複数の摺動トリガがハンドルに存在し得る。
装置１００はまた、マイクロ波周波数、及び任意で無線周波数（ＲＦ）電磁（ＥＭ）エネルギーを、遠位アセンブリ１１８に供給する発生器１０２を備え得る。いくつかの実施形態では、発生器１０２は、ＤＣエネルギーのみを供給するＤＣ電源として構成される。発生器１０２は、インターフェースケーブルにより、ハンドル１０６に接続される。
可撓性シャフト１１２の遠位端には、外科スコーピングデバイス１１４の器具チャネルを通過して器具コード１２０の遠位端で（例えば患者の体内で）突出するように形成された遠位端アセンブリまたはアプリケータ１１８が存在する（図１では縮尺通りに描かれていない）。下記でさらに詳しく論述されるように、遠位端アセンブリは、生体組織にマイクロ波エネルギーを送達する能動的チップを含む。
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構成され得、可撓性シャフトの長さは、１．２ｍ以上であり得る。
いくつかの実施形態では、本体１１６は、例えば好適なリード線を使用して、可撓性シャフトに沿って遠位端アセンブリ１１８へＤＣエネルギーを送達するように接続されたＤＣ電源１２８を含み得る。他の実施形態では、発生器１０２の代わりにＤＣ電源が設けられ得る。ＤＣ電源１２８または１０２は、電池（例えばリチウムイオン電池）、スーパーキャパシタ、または燃料電池であり得、本体１１６に搭載され得る。別の例では、ＤＣ電源１２８または１０２は、遠隔のソース（図示せず）からデバイスへ、エネルギーを誘導的または磁気的に結合するように構成された結合ユニットであり得る。この場合、結合ユニットは、結合されたエネルギーからＤＣ信号を得るための内部整流及びフィルタリングを含み得る。
さらなる例では、ＤＣ電源は、遠位端アセンブリ１１８の一部であり得、この場合、器具チャネルに沿って延びるリード線は不要である。
少なくとも器具コード１２０の遠位端の位置を制御することが望ましくあり得る。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）により、器具コード１２０の遠位端に機械的に結合された制御アクチュエータ１３０を含み得る。制御ワイヤは、器具チャネル内、または制御ワイヤ専用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、または任意の他の既知のカテーテル操作デバイスであり得る。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る仮想三次元マップを使用して、ソフトウェアにより支援され得る。
図２は、マイクロ波発生器ラインナップ１３１の構成要素を示す概略図である。マイクロ波発生器ラインナップ１３１は、低電力マイクロ波信号を生成する発生器回路１３２と、例えば生体組織の除去処置などの電気外科手術に好適なレベルに信号を増幅する出力段１３４とを含む。
発生器回路１３２は、例えば１ＧＨｚ以上、好ましくは５．８ＧＨｚ以上の周波数を有するマイクロ波信号を出力する発振器１４４を備える。発振器１４４は、電圧制御発振器（ＶＣＯ）または誘導体共振器型発振器（ＤＲＯ）であり得る。発振器１４４は、入力としてＤＣ電力を受け取り得る。ＤＣ電力は、発生器１０２またはＤＣ電源１２８により提供され得る。発振器１４４からの出力は、変調器１４６によりパルス化され得る。発振器１４４からの出力は、出力段１３４への入力信号を生成するように構成されたドライバ増幅器１４８に提供される。ドライバ増幅器１４８は、任意の好適なＭＭＩＣデバイスであり得る。ラインナップ１３１はさらに、出力段１３４に送達される信号の振幅を制御する減衰器（図示せず）を含み得る。出力段１３４自体は、バイアス回路１５０と、電力増幅器として構成されたＧａＮ系トランジスタ１５２とを備え得る。出力段は、放射構造から反射される信号から出力段構成要素を保護する回路（図示せず）を含み得る。例えば、ＧａＮ系トランジスタから順方向の経路に、サーキュレータが搭載され得る。サーキュレータは、反射電力をダンプ負荷に逸らし得る。ただし、ＧａＮ系構造は、この保護構造がなくても対応可能なように十分に堅牢であり得るため、この保護構造は必須ではない。出力段１３４はまた、後述するように、負荷ネットワークを含む。
マイクロ波発生器ラインナップ１３１の構成要素は、電気外科装置１００の異なる部分内に配置され得る。いくつかの実施形態では、発生器回路１３２及び出力段１３４の両方を含む発生器ラインナップ１３１は、マイクロ波発生器１０２の一部を形成し得る。本発明によるマイクロ波増幅器を使用することにより、マイクロ波発生器１０２は、容易に携帯することが可能となり得る。あるいは、発振器１４４及び変調スイッチ１４６は、遠位端アセンブリ１１８の一部であり得、これは、ケーブルにマイクロ波信号を通すことに伴う損失を、大幅に低減するのに望ましくあり得る。任意で、発振器１４４及び変調スイッチ１４６は、外科スコーピングデバイスの本体１１６内または本体１１６に配置され得、出力段はアプリケータ１１８に配置され得、これにより、低電力マイクロ波信号を器具チャネルに沿って伝送することのみ必要となるため、損失が低減される。別の例では、発生器回路１３２全体（すなわちドライバ増幅器１４８を含む）が、遠位端アセンブリから近位距離に、例えば本体１１６内に、配置され得る。従って、出力段１３４の入力信号は、器具チャネルに沿って送信され得る。
例証すると、一例は、スコーピングデバイスの本体に配置された、出力電力が１０ｄＢｍ（１０ｍＷ）のＤＲＯと、ゲインが２０ｄＢのＭＭＩＣを備え得る。このシナリオでは、ケーブルの挿入損失が１０ｄＢであっても、遠位端アセンブリにて依然として２０ｄＢｍ（１００ｍＷ）を利用可能である。この例では、出力段は、第２のＭＭＩＣを備え、その後にＧａＮ系トランジスタ１５２が続き得る。第２のＭＭＩＣのゲインが１０ｄＢで、高密度ＧａＮ系デバイスのゲインが１０ｄＢである場合、４０ｄＢｍ（１０Ｗ）を送達することが可能である。
伝送線路１３６は、出力段１３４により生成されたマイクロ波電力を放射構造に搬送するための任意の好適な構造であり得る。例えば、下記により詳しく説明されるように、同軸（導波路を含む）構造及びマイクロストリップ構造の両方が使用され得る。
図３は、本発明の実施形態で使用することができる出力段１３４の構成要素の配線図である。出力段１３４は、発生器回路１３２から受信される入力の増幅器として、高密度ＧａＮ系ＨＥＭＴを使用する。任意の好適な増幅器構成を使用してもよいが、本発明によれば、Ｆ級構造を使用して出力トランジスタにバイアスをかけることが、最も望ましい。この構成により、デバイスは、電力負荷効率（ＰＡＥ）を理論限界値に近づけることが可能となる。具体的には、図３に示される構造では、少なくとも８０％または最大９０％のＰＡＥを達成することが可能であり得る。出力段１３４の形態から生じるこれらの高効率性により、マイクロ波発生器ラインナップ１３１の構成要素を分離して、電気外科装置１００の構成要素にわたり分散させることが可能となり、より低電力のマイクロ波信号を出力段１３４に送ることのみ必要となることから、信号がケーブルを通る時の損失は小さくなる。また、高効率性により、携帯可能なマイクロ波発生器１０２の構築が可能となる。
図３のＦ級構造は、ＨＥＭＴ１５２増幅器の出力において負荷ネットワークを提供し、負荷ネットワークは、整合回路１８８と、共振回路１９０とを備える。ＧａＮ系ＨＥＭＴ１５２への入力において、それぞれの整合回路１８６（例えば直列ＬＣ回路）と共に、第１の共振回路（例えばＬＣ回路またはタンク回路）１８４も設けられる。出力共振回路１８８及び整合ネットワーク１９０を合わせて構成される負荷ネットワークは、下記に説明される高調波終端ネットワークである。デバイスは、Ｂ級動作と同様に、遮断に近い状態または遮断状態に、バイアスされる。
ＤＣへの出力にて生成されるマイクロ波電力の量及び入力での入力マイクロ波信号に関する効率を向上させるために、標準線形Ａ級スキーム以外のスキーム、すなわちＢ級、ＡＢ級、Ｃ級、Ｄ級、Ｅ級、またはＦ級を使用して、ＧａＮ系デバイスを作動させることが望ましい。
増幅器の効率は、設計で使用されるトランジスタの特性により、制限される。Ｆ級の設計を使用する場合には、理論的には１００％の効率を達成することが可能であるが、これは、トランジスタが理想的な電流源であることを前提とする。実際には、Ｆ級の構成を使用して、少なくとも７０％の電力負荷効率（ＰＡＥ）を達成可能なはずである。
Ｆ級増幅器のベースはＢ級増幅器であり、構成要素トランジスタは、純粋に増幅器のトランスコンダクタンス領域ではなく、増幅器のニー領域とトランスコンダクタンス領域との間でバイアスがかけられる。このバイアスにより、電流及び電圧出力波形のクリッピングが生じ、すなわち正弦波出力波形が歪み、増幅トランジスタの出力に好適な負荷ネットワークまたは高調波終端ネットワークを選択することにより、波形工学が実行され得る。
例えば、第２の共振回路１９０は、偶数次高調波に対しては短絡回路（すなわち２ｆ１の短絡回路であり、ｆ１は回路の基本共振周波数である）として現れ、奇数次高調波に対しては開回路（すなわち３ｆ１の開回路）として現れる負荷に基づいて、出力波形を整形するように構成され得る。従って、ドレイン電圧波形は、方形波に向けて成形されるが、ドレイン電流は、制御される高調波の次数に応じて、半正弦波形に類似するように整形される。第ｎ次高調波では、ｆｎ＝ｎｆ１及びλｎ＝λ１／ｎであることに留意されたい。高次高調波で構成することもできるが、ＰＡＥの観点では収益の減少を生じる。第２次高調波及び第３次高調波から成る共振回路は、少なくとも８０％の効率を達成するのに十分であり、よって効率性と負荷ネットワークの複雑さ／費用とのバランスが良い。第２次高調波及び第３次高調波で構成することにより、負荷ネットワークは、集積回路の一部として設けるのに十分小型に作られ得る。例えば、集積回路ベースの増幅器は、プローブ自体に一体化され得る。
第１の共振回路１８４は、確実にデバイスが方形波パルスで駆動されるように支援する。これにより、第１の共振回路１８４は、高調波発生を導入し、より簡素な電流源を使用することを可能にし得る。いくつかの実施形態では、第１の共振回路１８４は必要ではなく、入力波形は正弦波である。
トランジスタ２０２の出力の既知の負荷ネットワークまたは高調波終端ネットワーク２００の例が、図４に示される。負荷ネットワーク２００は、第２次高調波周波数の１／２波長伝送線路（すなわちλ２／２伝送線路）を備え、これは、直列に接続された第３次高調波周波数の１／４波長伝送線路２０４－λ３／４伝送線路２０４－、及びλ２／２－λ３／４伝送線路２１２から成る。λ３／４伝送線路２０４の長さには、ドレイン出力接続に至るトランジスタのパッケージ内部への伝送線路が含まれ、その特性は不明であり得る。
第３次高調波周波数で真性トランジスタドレインに開回路を提供するために、第３次高調波周波数の１／４波長スタブ２０６（λ３／４スタブ）が、１／４波長伝送線路２０４の出力に配置される。高調波と共振周波数との関係により、λ３／４＝λ１／１２であり、よって第３次高調波周波数の１／４波長スタブもλ１／１２スタブであるとみなされ得ることに、留意されたい。
第２次高調波周波数ｆ２で短絡回路を提供するために、負荷ネットワーク２００は、第２次高調波周波数の１／４波長スタブ２０８（λ２／４スタブ）を備え、これは、基本周波数の１／４波長スタブ２１０（λ１／４スタブ）に対向するように配置されている。これらは、第２次高調波の有効な１／２波長伝送線路の出力に配置される。
基本周波数の１／４波長スタブ２１０を通して、トランジスタのバイアス電圧Ｖｄｄが印加される。これにより、第２次高調波で正しいインピーダンスを提供するために、バイアス供給が、第２次高調波周波数の１／２波長距離だけトランジスタ２０２から離れていることが、確保される。
サブ整合ネットワーク２１４も設けられ、これは、回路２００の残りの部分を考慮しながら、基本周波数ｆ１でインピーダンス整合を提供するように調整され得る。サブ整合ネットワーク２１４は、負荷ネットワーク２００の残りの部分と同様に、伝送線路及びスタブのさらなる配置を備え得、ＤＣ阻止コンデンサも存在し得る。
しかし、増幅器の効率を高めるための負荷ネットワーク２００の調整は、サブ整合ネットワーク２１４の要件に影響を与える。負荷ネットワークの残りの部分によっても逆に影響を受けるサブ整合ネットワーク２１４を設計及び調整することは、困難で時間がかかり得、次善の結果を生じ得る。本発明によるネットワークは、下記に説明されるように、これらの困難を克服する。
図５は、本発明による負荷ネットワーク３００の配線図を示す。
負荷ネットワーク３００は、トランジスタ３０２の出力に接続され、トランジスタ３０２は、基本周波数ｆ１でトランジスタ３０２へ送達されるマイクロ波信号を増幅するように構成される。負荷ネットワーク３００は、第２次高調波周波数の１／２波長伝送線路を備え、これは、直列に接続された第３次高調波周波数の１／４波長伝送線路３０４（λ３／４伝送線路）、及びλ２／２－λ３／４伝送線路３１０から成る。λ３／４伝送線路３０４の長さには、ドレイン出力接続に至るトランジスタのパッケージ内部への伝送線路が含まれ、その特性は不明であり得る。
第３次高調波周波数の１／４波長スタブ３０６と５／４波長スタブ３０８（それぞれλ３／４スタブ３０６と５λ３／４スタブ３０８）は、有効な１／２波長伝送線路上に互いに対向するように配置される。これらは、トランジスタ３０２、具体的には真性トランジスタ３０２の電流源から、第３次高調波周波数の１／４波長に等しい距離だけ離れて、すなわち１／４波長伝送線路３０４の出力に、配置される。１／４波長スタブ３０６は、第３次高調波周波数で開回路を提供し、一方５／４波長スタブ３０８は、第３次高調波周波数で開回路を強化すると同時に、第２次高調波周波数及び基本周波数の負荷ネットワーク３００に対し１／４波長スタブ３０６が及ぼす影響を打ち消す。
有効な１／２波長伝送線路の出力、すなわちλ２／２－λ３／４伝送線路３１０の出力において、第２次高調波周波数の１／４波長スタブ３１４と、基本周波数の１／４波長スタブ３１２とが配置される。これらのスタブは、第２次高調波周波数で短絡回路を提供する。
第２次高調波周波数で短絡回路を提供し、第３次高調波周波数で開回路を提供することにより、負荷ネットワーク３００は、図６に示されるように時間に応じて、略方形波電圧出力と半正弦波電流出力とを生成する。これにより、増幅器は少なくとも８０％の高効率で作動することが、確保される。
基本周波数の１／４波長スタブ３１２を通して、トランジスタのバイアス電圧Ｖｄｄが印加される。マイクロ波コンデンサＣｂｙｐａｓｓと組み合わせた１／４波長スタブ３１２は、基本周波数で開回路を発現し、よって、ネットワーク３００の残りの部分に対し無影響である。第２次高調波周波数にて、１／４波長スタブ３１２及びコンデンサは短絡回路を発現し、第２次高調波周波数の１／４波長スタブ３１４の効果を強化する。
トランジスタは通常、パッケージの一部として入手可能であり、個別の構成要素としては入手不可能である。通常、パッケージ自体に関する情報は限られているため、負荷ネットワークを設計することは困難となる。例えば、正しい長さの伝送線路を形成するために、トランジスタ出力、すなわち真性電流発生器面と、他の構成要素との正確な距離を知る必要があることが多い。この理由から、仮説モデルにのみ頼るのではなく、トランジスタパッケージを配置した状態で、増幅器の負荷ネットワークを調整できることは、価値がある。
本発明の負荷ネットワークにより、整合ネットワーク３１６の調整と、負荷ネットワーク３００の残りの部分の調整とが、独立して実行されることが可能となる。基本波整合ネットワーク３１６は、負荷ネットワークの残りの部分の調整による影響を受けることなく、基本周波数でインピーダンスを整合するように調整され得る。これは、第３次高調波周波数の５／４波長スタブ３０８の追加及び配置によるものであり、これにより、基本波と第２次高調波との整合に対する１／４波長スタブ３０６の影響が取り除かれ、同時に第３次高調波周波数の開回路も強化される。
このようにして、負荷ネットワーク３００の中間部と基本波整合ネットワーク３１６とを組み合わせることにより、デバイスは、Ｆ級の増幅器として作動することが可能となり、基本波整合ネットワーク３１６により行われる基本波への調整とは独立して、関連する高調波に整合するための調整が、中間部により実行され得る。
基本波整合ネットワーク３１６は、特定のトランジスタ３０２またはトランジスタパッケージに対して設計及び調整され得る。これは、事前に行うことができ、次いで、本発明の負荷ネットワーク３００の構成に搭載することができる。次いで、中間部を調整して、基本波整合ネットワークの調整に影響を与えることなくＦ級の動作を行うことが可能となり得る。
基本波整合ネットワーク３１６は、伝送線路及びスタブのさらなる配置を備え得、ＤＣ阻止コンデンサも存在し得る。基本波整合ネットワーク３１６は、トランジスタ３０２のモデルを用いた設計段階の間に、第２次高調波の１／２波長伝送線路を考慮して、基本周波数で整合するように最適化され得る。
本発明によるマイクロ波増幅器を使用することにより、非常に高い増幅器効率が達成され得る。これらの高効率の結果、電気外科デバイスのマイクロ波発生器は、既知の発生器より小型でより容易に携帯可能に作られ得る。
さらに、本発明のいくつかの実施形態は、マイクロ波発生器またはマイクロ波増幅器が、ハンドル内または放射構造内などの電気外科装置の別の部分内に配置され得ることを想定する。これらの実施形態では、高い増幅器効率は、ＤＣまたはマイクロ波周波数信号が、より低い電力でマイクロ波発生器または増幅器に伝送され得ることを意味する。これにより、電力散逸が少なくなり、装置冷却の実施がより簡単となる。

Claims (11)

  1. 電気外科手術を行うための電気外科装置であって、前記装置は、
    第１の電力のマイクロ波電磁（ＥＭ）放射を生成するように構成されたマイクロ波源と、
    生体組織を治療するために、第２の電力の前記マイクロ波ＥＭ放射をその遠位端から送達するように構成されたプローブと、
    前記プローブに搭載された、マイクロ波増幅器であって、前記マイクロ波ＥＭ放射を、前記第１の電力から、前記第１の電力より高い前記第２の電力に増幅するように構成された前記マイクロ波増幅器と、
    前記マイクロ波源から前記マイクロ波増幅器及び前記プローブに、マイクロ波ＥＭエネルギーを搬送する給電構造と、を備え、
    前記プローブは、前記給電構造の前記遠位端に配置され、
    前記マイクロ波増幅器は、
    増幅マイクロ波信号をその出力で提供するように構成されたトランジスタと、
    前記増幅マイクロ波信号の波形を整形するために、前記出力に接続された負荷ネットワークと、を備え、
    前記負荷ネットワークは、
    前記増幅マイクロ波信号の基本周波数でインピーダンス整合を提供するように調整可能な基本波整合ネットワークと、
    前記出力と前記基本波整合ネットワークとの間に配置された、前記増幅マイクロ波信号の第２次高調波周波数の１／２波長伝送線路と、
    第３次高調波周波数で開回路状態を提供するために前記１／２波長伝送線路に配置された、前記増幅マイクロ波信号の前記第３次高調波周波数の１／４波長スタブ及び５／４波長スタブと、
    前記第２次高調波周波数で短絡回路状態を提供するために前記１／２波長伝送線路に配置された、前記第２次高調波周波数の１／４波長スタブ及び前記基本周波数の１／４波長スタブと、を備える、前記電気外科装置。
  2. 前記第３次高調波周波数の前記１／４波長スタブ及び前記５／４波長スタブは、前記トランジスタの電流源面から、前記１／２波長伝送線路に沿って、前記第３次高調波周波数の１／４波長に等しい距離で、互いに対向するように配置される、請求項１に記載の電気外科装置。
  3. 前記第２次高調波周波数の前記１／４波長スタブ及び前記基本周波数の前記１／４波長スタブは、前記１／２波長伝送線路の出力において、互いに対向するように配置される、請求項１または請求項２に記載の電気外科装置。
  4. 前記基本周波数の前記１／４波長スタブを介して、バイアス電圧が前記トランジスタに印加される、請求項１～請求項３のいずれか１項に記載の電気外科装置。
  5. バイアス電圧入力と、前記基本周波数の前記１／４波長スタブとの間に配置されたコンデンサをさらに備える、請求項４に記載の電気外科装置。
  6. 前記第２次高調波周波数の前記１／２波長伝送線路は、前記第３次高調波周波数の１／４波長伝送線路を備え、前記第３次高調波周波数の前記１／４波長スタブ及び前記５／４波長スタブは、前記第３次高調波周波数の前記１／４波長伝送線路の出力において、互いに対向するように配置される、請求項１～請求項５のいずれか１項に記載の電気外科装置。
  7. 前記トランジスタは、ＧａＮ系ＨＥＭＴである、請求項１～請求項６のいずれか１項に記載の電気外科装置。
  8. 前記マイクロ波信号発生器に直流（ＤＣ）エネルギーを供給する直流（ＤＣ）電源であって、前記直流（ＤＣ）電源は前記プローブに一体化される、前記直流（ＤＣ）電源をさらに備える、請求項１～請求項７のいずれか１項に記載の電気外科装置。
  9. 前記マイクロ波信号発生器は、前記プローブに搭載される、請求項１～請求項８のいずれか１項に記載の電気外科装置。
  10. 前記装置はさらに、本体及び器具コードを有するスコーピングデバイスを備え、
    前記器具コードを通して器具チャネルが延在し、
    前記器具チャネルを通して前記プローブを挿入可能である、請求項１～請求項９のいずれか１項に記載の電気外科装置。
  11. 前記装置はさらに、可撓性シャフトを介して前記プローブに接続されたハンドルを備える、請求項１～請求項１０のいずれか１項に記載の電気外科装置。
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Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108574465A (zh) * 2018-06-27 2018-09-25 成都嘉纳海威科技有限责任公司 一种基于左右手传输线的高效率f类堆叠功率放大器
GB2589604A (en) * 2019-12-04 2021-06-09 Creo Medical Ltd Pulse generating circuit, and electrosurgical generator incorporating the same
GB2589605A (en) * 2019-12-04 2021-06-09 Creo Medical Ltd Pule generating circuit, and electrosurgical generator incorporating the same
TWI740700B (zh) * 2020-11-03 2021-09-21 長庚大學 氮化鎵轉阻放大器
CN113114132B (zh) * 2021-03-12 2023-02-14 华南理工大学 一种适用于5g基站的功率放大器及通信设备
CN113395043B (zh) * 2021-05-25 2024-03-29 杭州电子科技大学 一种基于精确谐波控制的高效率双频功率放大器及其设计方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009065637A (ja) 2007-08-09 2009-03-26 Panasonic Corp 高周波電力増幅器及び高周波加熱装置
JP2013009031A (ja) 2011-06-22 2013-01-10 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 電力増幅回路
CN104953963A (zh) 2015-06-17 2015-09-30 深圳市华讯方舟科技有限公司 一种高阶f类功率放大电路及射频功率放大器
WO2017215972A1 (en) 2016-06-13 2017-12-21 Creo Medical Limited Electrosurgical device with integrated microwave source

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0738548B2 (ja) * 1993-01-07 1995-04-26 日本電気株式会社 電力整合回路
US5410281A (en) * 1993-03-09 1995-04-25 Sierra Technologies, Inc. Microwave high power combiner/divider
US6757523B2 (en) * 2000-03-31 2004-06-29 Zeus Wireless, Inc. Configuration of transmit/receive switching in a transceiver
KR101399053B1 (ko) * 2007-06-05 2014-05-28 포항공과대학교 산학협력단 신호 크기 정보 제거와 복원 기술을 사용한 전력송신기에서의 전력 증폭을 위한 장치 및 방법
EP2262107B1 (en) * 2009-06-10 2012-09-12 Alcatel Lucent Inverse class F amplifier and method
GB201021032D0 (en) * 2010-12-10 2011-01-26 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus
US9641140B2 (en) * 2014-06-27 2017-05-02 Nxp Usa, Inc. Method and apparatus for a multi-harmonic matching network
US10720894B2 (en) * 2016-04-15 2020-07-21 Cape Peninsula University Of Technology Inverse Class-F power amplifier
US9673766B1 (en) * 2016-05-18 2017-06-06 Nxp Usa, Inc. Class F amplifiers using resonant circuits in an output matching network
CN105978495B (zh) * 2016-06-06 2019-02-15 杭州电子科技大学 一种高线性高效率功率放大器
CN111213319B (zh) * 2017-10-19 2024-03-22 瑞典爱立信有限公司 多赫蒂功率放大器、控制方法和设备

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009065637A (ja) 2007-08-09 2009-03-26 Panasonic Corp 高周波電力増幅器及び高周波加熱装置
JP2013009031A (ja) 2011-06-22 2013-01-10 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 電力増幅回路
CN104953963A (zh) 2015-06-17 2015-09-30 深圳市华讯方舟科技有限公司 一种高阶f类功率放大电路及射频功率放大器
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Adam Raemer et al.，"Software optimization of a supply modulated GaN-amplifier for baseband access ET systems"，2012 The 7th German Microwave Conference，米国，IEEE，2012年04月19日，p.1-4

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