CN102149346B

CN102149346B - 软发生器

Info

Publication number: CN102149346B
Application number: CN2009801351820A
Authority: CN
Inventors: 海口·夏尔; 弗罗里安·艾斯勒
Original assignee: Erbe Elecktromedizin GmbH
Current assignee: Erbe Elecktromedizin GmbH
Priority date: 2008-09-08
Filing date: 2009-08-13
Publication date: 2013-12-04
Anticipated expiration: 2029-08-13
Also published as: EP2323577B1; EP2323577A1; US9144451B2; JP2012501697A; JP5675616B2; US20110172656A1; CN102149346A; WO2010025815A1; PL2323577T3

Abstract

本发明涉及用于产生高频输出的HF手术发生器(1)，该HF手术发生器具有用于产生HF电能的第一部分(2)，所述第一部分与第二部分(3)联接，其中所述第二部分(3)具有输入端(A、B)和输出端(C、D)，并且其中串联谐振电路(4)被布置在所述第二电路(3)的输入端(A、B)和输出端(C、D)之间。为生成能够在宽的负载电阻范围上以谐振方式运行的、并且具有良好的EMC特性的HF发生器(1)，电感器(Lp)切换至与输入端(A、B)并联，并且电容器(Cp)切换至与输出端(C、D)并联。

Description

软发生器

技术领域

本发明涉及根据权利要求1的前序内容所述的用于产生高频输出的HF(高频)手术发生器，该HF手术发生器具有用于产生HF电能的第一部分，所述第一部分与第二部分联接，其中所述第二部分具有输入端(A、B)和输出端(C、D)，并且其中串联谐振电路被布置在第二电路的输入端(A、B)和输出端(C、D)之间。

背景技术

近年来，HF手术的持续发展已经带来了接触凝固(contact coagulation)(肿瘤切除)的手术、(水下)组织切片和(水下)组织汽化的方法。以高的连续输出和非常高的脉冲输出和/或长的激活时间运行的HF发生器用以执行这些手术。但是，同时，对于所使用的HF发生器的电磁兼容(EMC)的要求也在提高，因为对于其它电子医疗设备的干扰越来越令人无法接受，比如对于患者监测或诊断的干扰。结果，用于确保该HF发生器的固有抗干扰性的必要措施仅能通过大量的技术开发工作来实现，虽然这些必要措施能够达到高的HF输出的要求。

根据现有技术已知，使用包括串联和/或并联谐振电路的电路配置用于HF电能的产生，其中HF电能由开关式电源半导体器件供给。对于HF发生器的输出特性、及供电单元(包括任意的闭环控制系统)的特性，关键的因素主要在于这些谐振电路的设计及向它们供电的方式，该因素也用作闭环控制电路的控制变量。同时，已知该谐振电路的谐振频率和输入阻抗并且所以变压比基本依赖于负载电阻。在根据现有技术已知的用于具有谐振电路的HF发生器的实现的电路配置中，由于所述串联和并联谐振电路在一定的负载电阻范围之上彼此相互作用，导致在特定频率时根据运行模式而发生谐振分裂(resonance splitting)。但是，此外，将会需要不利的高的供电单元电流，以仍能获得所要求的高的电能输出。在一个方面，这对于HF发生器的效率有副作用，并且在另一方面，由于HF发生器的EMC特性劣化，而使得HF发生器通过非正弦的输入电流运行。

图4a和图5a示出了根据比如用于产生HF电能输出的现有技术已知的谐振电路的不同拓扑图。在这些情况中，可以整合采用Lp、L2结构的(漏磁)变压器用于不依赖于负载电阻的另外的阻抗变换。

图4b、图4c和图5c示出了作为负载电阻RL的函数的与各拓扑相关联的谐振频率f_r、过滤器输入电阻RE和最大输出P_a，max及最大输出电压U_a，max的曲线。后两者另外依赖于供电电源的类型。

在该情况中，有如下假设：供电电源具有相应谐振频率的方波电压，供电单元具有最大输出电压U₀和最大输出电流I₀。在这些条件下，优化的负载电阻R_opt＝U₀/I₀转换成为优化的过滤器输入电阻RE_opt＝8/pi^2*R_opt。

供电单元以RE＜RE_opt的电流约束和RE＞Reopt的电压约束运行。根据理想谐振电路的特性，过滤器类似于串联谐振电路(SRC)或者并联谐振电路(PRC)运行的谐振点被描述为串联谐振(SR)或者并联谐振(PR)。图4b、图4c和图5b、图5c中用虚线示出了串联谐振部分，用实线示出了并联谐振部分。

另外，图4b和图5b均示出了过滤器的全部可能的谐振点，但仅用实线标识了通过各示例中伴随所选择类型的频率反馈而实际发生的运行频率。在图4c和图5c中，用实线示出了仅用于这些频率的过滤器输入电阻RE，用虚线示出了最大输出P_a，max，用点划线示出了最大峰值输出电压U_amaxp。

各个谐振电路的负载品质因数(loaded qualities)Q1＝1/RL*sqrt(L1/C1)、Q2＝1/RL*sqrt(L2/C2)和Qp＝RL*sqrt(Cp/Lp)有助于表示弯曲形状的特性。

在负载电阻Ro处发生谐振曲线的分支，在图4b从Qp＝Q2出现分支，而在图5b中从Qp＝Q1+Q2出现分支。如这里所示，在各个谐振电路的谐振频率重叠时的点处精确地发生分支。

图4a示出了根据现有技术已知的用于产生输出的谐振电路，该谐振电路具有：在输入端A、B处的并联谐振电路(PRC)，该并联谐振电路包括电容器Cp和电感器Lp；在输出端C、D处的串联谐振电路，该串联谐振电路具有电感器L2和电容器C2和负载RL。在与通常使用的供压单元(voltagesupply)相结合的情况下，该配置并不适用于完成高的HF输出和良好的效率水平的要求，因为在过程中存在高程度的非正弦输入电流。虽然电流供给源会适当地补救一些情况，但使用电源的供给相对较复杂。

根据图4b将清楚，由于并联谐振电路PRC和输出串联谐振电路SRC的相互作用，对于小负载电阻的谐振频率分裂。结果，谐振频率随着负载电阻的减小而增加。

图5a示出了根据现有技术已知的用于产生输出的谐振电路，该谐振电路具有：在输入端A、B处的串联谐振电路SRC，该串联谐振电路包括电感器L1和电容器C1；并联谐振电路PRC，该并联谐振电路具有电容器Cp和电感器Lp；在输出端C、D处的串联谐振电路SRC，该串联谐振电路具有电感器L2和电容器C2和负载RL。

虽然该电路拓扑适用于电压供给源，但该电路也有缺点：即，如根据图5b所清楚的，由于输入SRC和PRC相互作用，并且同时由于相关联的输入电阻的值较小使得需要不利的大的电源电流以实现所期望的输出，因而在大的负载电阻的情况下发生串联谐振分裂并激烈地转移。需要转换到并联谐振以防止这种现象。但是，这样导致产生具有非正弦输入电流的运行模式，这对于配置的EMC特性有负面影响。

如上所述，根据现有技术已知的用于使所提到的缺点最小化的措施迄今包括：根据应用为HF发生器的电路配置设置电流供给源或者电压供给源。但是，实现这个措施所需的电路工程通常较为复杂。

发明内容

因此，本发明的目的在于以如下方式开发出用于产生输出的HF发生器：能够使根据现有技术已知的和上面描述的问题和缺点最小化，特别地同时能够在实现良好的EMC特性的情况下在可能的最宽的负载电阻的范围中实现高效的HF输出。

根据本发明该目的通过所提到的类型的HF发生器实现，一开始在于：电感器(Lp)被切换成与输入端(A、B)并联，电容器(Cp)被切换成与输出端(C、D)并联，从而使HF发生器能够在宽的负载电阻的范围上谐振运动。

本发明的关键点在于：在输入端的并联电感器防止了在该位置处通常所使用的并联谐振电路(PRC)的影响，由此防止了在特定运行频率处的谐振的分裂，并且切换成与输出并联的电容器确保了即使在宽的负载电阻范围上的串联谐振。

在HF发生器的一个特别的实现中，设想输出电容器Cp的电容比串联谐振电路的电容器C2的电容高。该大小配置可以使发生器频率仅较低程度地依赖于负载电阻。并且在由于与实际中产生的电容性负载相比输出电容器Cp具有的相对独立的尺寸所引起的电容性负载变化的情况下，比如该实际中产生的电容性负载由输出线或内窥镜所引起，也不会发生HF发生器特性的特别显著的依赖。

在HF发生器的另一个优选实施方式中，设想第一部分产生方波电压，该方波电压的相位位置与流入第二部分的输入端(A、B)的输入电流同步。这确保了HF发生器能够在所选择的负载电阻范围中以谐振方式运行，并且借助于最小化的感性失谐(inductive detuning)确保了电源半导体的零电压开关和零电流开关(ZVS和ZCS)。在这种情况下，使用PLL电路(锁相环电路)可以简单地实现相位同步。

如果HF发生器具有用于监测第二部分的输出端(C、D)处的输出电压U_A的电压调节器，则对于根据本发明的HF发生器是有利的。这是因为最大输出电压，特别是在大负载电阻的情况下出现的最大输出电压急剧升高，必须借助于适当的电路配置防止该急剧升高。一个但不限于一个可能方案是相应地减小供电电压。因此，所述电压调节器可以用以对向第一部分供电的供电单元进行调节。

在HF发生器的另一个优选实施方式中，另外设想过压保护器，所述过压保护器可以构造为变阻器，插入在L2和C2的安装点与患者肿块(mass)(D或B)的所在点之间。以该方式，在负载突然降低的情况下，确保了输出电压U_A被限制到非临界值(uncritical value)，直到校正控制器作用变得有效以保护不受过压损害。

作为尤其优选的本发明的发展例，提供了具有HF手术发生器的手术系统，该手术系统具有用于治疗表示具有容性成分负载(RL)的组织的手术器械，所述负载出现在第二部分的输出端(C、D)。同时，输出电容器(Cp)的电容比负载(RL)的容性分量高。这样的大小配置确保了具有HF手术发生器的手术系统能够以在宽的负载电阻范围上以谐振的方式运行。另外，减小了变化的容性负载的情况下发生器特性的依赖。

在所附权利要求书中确定了本发明的优选开发例。

随后将基于附图更为详细地说明本发明的优选实施方式。

附图说明

在附图中：

图1a至图1c示出了根据本发明的用于产生HF电能的谐振电路的拓扑及相关联的各种输出参数的曲线；

图2是本发明的实施方式的详细电路；

图3a至图3b是图2中的根据本发明的HF发生器的谐振频率曲线和输出特性；

图4a至图4c示出了根据现有技术已知的具有输入并联谐振电路的用于产生HF输出的谐振电路的拓扑及相关联的各种输出参数的曲线；和

图5a至图5c示出了根据现有技术已知的具有输入串联谐振电路的用于产生HF输出的谐振电路的拓扑及相关联的各种输出参数的曲线。

具体实施方式

图1a示出了根据本发明的谐振电路，该谐振电路具有与输入端A、B并联的电感器Lp、具有电感器L2和电容器C2的串联谐振电路SRC、与输出端C、D并联的电容器Cp和负载RL。

使用根据图1a的拓扑通过用并联电感器Lp替换PRC的作用，避免了图4a和图5a中说明的和根据现有技术已知的拓扑的缺点，并且由此防止了谐振分裂。通过额外插入电容器Cp，另外确保了电路在大的负载电阻RL的情况下以串联谐振的方式运行。这样，输入SRC不再是必需的。在现有的变压器中，串联谐振电容器C2可以局部重新配置且串联谐振电感器L2甚至可以完全重新配置到变压器的主侧以保证变压比。通过串联的虚元件(dummy elements)C2和L2重新配置到变压器的主侧所得到的拓扑在原理上并未显示出任何其它的特性，并且被认为其在本发明的主旨范围内以相同的方式作用。

图1a中所示的拓扑具有连续的串联谐振，如果选择Cp＞＞C2，则能够保持负载特性为低。例如，本实施方式中的谐振电路可以借助于使用半桥或全桥产生的方波电压在整个负载电阻的范围上以谐振的方式运行，该方波电压的相位位置与过滤器输入电流同步。借助于最小化的感性失谐，确保了电源半导体的零电压开关的零电流开关(ZVS和ZCS)。使用PLL电路可以简单地实现相位同步。

替代地，通过电流信号向驱动电路的直接反馈，也可以确保谐振运行。借助于对称的连续的控制，产生了具有非常低的失真水平的输出信号。这允许谐频(harmonics)评估作为组织特性的一个测量变量并用于确保高的处理品质。

另外，可以借助于适当的大小配置以实现特别地在小的负载电阻的情况下的高的输出，因此，比如要求高的输出电流例如用于泌尿器官的手术和用于组织的双极电凝。同时，可以实现较大的过滤器输入电阻用于整个有关的负载电阻范围，特别地用于上限范围。结果，不需要为获得高的效率所必需的任何特别高的供电单元电流。

由于可以实现电源半导体的零电压开关和零电流开关(ZCS和ZVS模式)，及在整个运行范围上出现正弦输入电流，因此能够确保HF发生器的所希望的EMC特性。

图2示出了根据本发明的HF发生器的示例性实施方式。其包括供电单元7和联接到第二部分3的第一部分2。在所示的示例性实施方式中，第一部分2具有：驱动器部分9，所述驱动器部分9构造为全桥并且产生方波电压；PLL电路11，所述PLL电路11用于所述驱动器部分产生的方波电压与输入电流I_rk的同步。第二部分3具有输入端A、B和输出端C、D，其中具有电感器L2(200μH)和电容器C2(1nF)的串联谐振电路被配置在第二部分3的输入端A、B和输出端C、D之间。电感器Lp(196μH)被配置成与输出端C、D并联，并且电容器Cp(4nF)被配置成与输出端C、D并联，负载RL被转换成与输出端C、D并联。过压保护器8被配置在L2和C2的连接点与输出端D之间，所述过压保护器8具有对高达1kV的电压的过压保护性能，并且可能会例如构造为变阻器。

输出端C、D的输出电U_A经由电压调节器6进行监测。在负载突然下降的情况中，过压保护器8首先将输出电压U_A限制到非临界值，直到校正控制器作用变得有效。所说明的本实施方式设想电压调节器6通过反馈输出电压U_A对向第一部分2供电的供电单元7进行调节。

图3a和图3b均示出了图2中所示的HF发生器的谐振频率曲线和输出特性。用作输出特性基础的供电单元的参数是U₀＝300V和I₀＝4A。与最大输出对应的优化过滤器输入电阻为：RE_opt＝60.8Ω。

由于输出端C、D处的电容器Cp被选择为比串联谐振电路中的电容器C2大，因此发生器频率仅在小的程度上依赖于负载电阻。由于电容器Cp被选择为大于实际中出现的容性负载(由于输出线或内窥镜)，因而在变化的容性负载的情况下发生器特性没有发生显著的依赖。这对于PLL电路的设计是有利的，并且简化了对于输出信号的测量和评估。在图3a中，用虚线绘出了对于输出的公差图形(tolerance pattern)，所述公差图形比如是用于双极TUR(经尿道电切术)的发生器的目标。在图3b的更低的负载电阻范围的放大图中，能够看出完成了所述公差图形。

附图标记列表：

1 HF手术发生器

2 HF手术发生器的第一部分

3 HF手术发生器的第二部分

4 串联谐振电路

5 输入电流

6 电压调节器

7 供电单元

8 过压保护器

9 驱动器部分

11 PLL电路(锁相环电路)

A，B 第二部分的输入端

C，D 第二部分的输出端

Cp 输出电容器

C2 串联谐振电路的电容器

Irk 输入电流

Lp 电感器

L2 电感器

RL 负载电阻器

U_A 第二部分的输出电压

Claims

1.一种用于产生高频输出的HF手术发生器（1），所述HF手术发生器（1）具有用于产生HF电能的第一部分（2），所述第一部分与第二部分（3）联接，其中所述第二部分（3）具有输入端（A、B）和输出端（C、D），并且串联谐振电路（4）被布置在所述第二部分（3）的输入端（A、B）和输出端（C、D）之间，

其特征在于，

电感器（Lp）切换至与所述输入端（A、B）并联，并且输出电容器（Cp）切换至与所述输出端（C、D）并联，从而所述HF手术发生器（1）能够在宽的负载电阻范围上以谐振的方式运行，以及，所述第一部分（2）产生方波电压，所述方波电压的相位位置与流入所述第二部分（3）的输入端（A、B）的输入电流（5）同步。

2.根据权利要求1所述的HF手术发生器（1），其特征在于，所述输出电容器（Cp）的电容的值比所述串联谐振电路（4）的电容器（C2）的电容的值高。

3.根据权利要求1所述的HF手术发生器（1），其特征在于，所述HF手术发生器（1）具有电压调节器（6），所述电压调节器（6）用于监测所述第二部分（3）的输出端（C、D）处的输出电压U_A。

4.根据权利要求3所述的HF手术发生器（1），其特征在于，所述电压调节器（6）被构造成用于对为所述第一部分（2）供电的供电单元（7）进行调节。

5.根据权利要求1所述的HF手术发生器（1），其特征在于，过压保护器被设置在所述第二部分（3）内以保护不受过压损害。

6.根据权利要求5所述的HF手术发生器（1），其特征在于，所述过压保护器是变阻器（8）。

7.一种具有根据权利要求1所述HF手术发生器（1）并且具有用于组织治疗的手术器械的手术系统，所述系统表现为具有容性成分的负载（RL），所述负载出现在所述第二部分（3）的输出端（C、D），其特征在于，所述输出电容器（Cp）的电容值比所述负载（RL）的容性成分的电容值高。