CN111836594A

CN111836594A - 高频发生器、控制单元、用于操作高频发生器的方法

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Publication number: CN111836594A
Application number: CN201980018360.5A
Authority: CN
Inventors: J·迪克斯特拉
Original assignee: Olympus Winter and Ibe GmbH
Current assignee: Olympus Winter and Ibe GmbH
Priority date: 2018-03-13
Filing date: 2019-03-12
Publication date: 2020-10-27
Anticipated expiration: 2039-03-12
Also published as: JP2021515660A; DE102018105812B4; EP3764930B1; EP3764930B8; US11931093B2; DE102018105812A1; CN111836594B; WO2019175181A1; EP3764930A1; US20210015539A1; ES2927092T3

Abstract

本发明涉及一种用于连接电外科器械(205)的高频发生器(10)，其具有用于电外科器械(205)的电输出接线端(125)、至少间接连接至输出接线端(125)的电源(110)、用于控制经由输出接线端(125)输出的电输出功率(PO)的功率控制器(300)。根据本发明，在高频发生器中规定，功率控制器(300)被设计成当输出能量平衡量(EB)大于输出能量极限值(EBX)时开始电输出功率(PO)的输出，并当输出能量平衡量(EB)低于最小值(EBMIN)时结束该电输出功率(PO)的输出，其中，输出能量平衡量(EB)在滑移的确定持续时间(TA)内由所提供的预定发生器功率(PAV)和所输出的电输出功率(PO)来确定。

Description

高频发生器、控制单元、用于操作高频发生器的方法

本发明涉及用于连接电外科器械的高频发生器，该高频发生器具有用于电外科器械的电输出接线端、至少间接连接至该输出接线端的电源以及用于控制经输出接线端输出的电输出功率的功率控制器。

高频发生器、尤其是用于给电外科器械供电的高频发生器是众所周知的。为了产生用于切割身体组织的切割等离子体而需要高的引燃功率，其一般超过发生器的容许平均功率许多倍。因此缘故而有意义的是将发生器的电输出功率脉冲化，也就是说以脉冲形式来输出。通过脉冲之间相应的长间歇可以保证尽管有高的引燃功率也不会超过发生器的容许平均功率。

WO 2010/108523描述一种用于连接用于借助电弧切割身体组织的电外科器械的高频发生器。该器械具有用于控制经由输出接线端输出的电功率的功率控制器。该功率控制器被设计成首先针对具有预定最大持续时间的切割辅助阶段造成高初始功率的输出，随后如果在该切割辅助阶段中已出现电弧引燃，则在切割阶段的预定持续时间内造成相对于高功率降低的功率的输出，接着在长间歇期的预定持续时间内造成不输出或输出较小功率，此时不出现电弧，或者如果在达到预定最大持续时间前在切割辅助时都未出现电弧引燃，则在短暂间歇期的预定持续时间内造成不输出功率或输出小功率。

本发明基于如下任务，提出一种改进的高频发生器，其在不同的环境条件下提供尽量一样好的功率控制。

为此，根据本发明提出一种根据权利要求1的高频发生器。

该高频发生器被设计用于连接电外科器械并具有用于电外科器械的电输出接线端、至少间接连接到该输出接线端的电源以及用于控制经由该输出接线端输出的电输出功率的功率控制器。

该功率控制器被设计成在输出能量平衡量大于输出能量极限值时开始电输出功率的输出，其中，该输出能量平衡量在整个滑移的确定持续时间范围由所提供的预定发生器功率和所输出的电输出功率来确定。

本发明基于如下构想，尤其相对于所述现有技术的做法，适当的电输出功率的确定可被进一步改善。术语输出能量平衡量的“确定”是指形成一个值，该值尽量准确地、但至少对于控制来说足够精确地呈现由预定发生器功率和所输出的电输出功率构成的真实平衡。术语“预定发生器功率”在此是指可由使用者调节的、由发生器经由电极输出的、关于确定持续时间求平均的功率。

第一方面涉及确定合适的脉冲期和位于其间的间歇期。尤其是在脉冲期和/或间歇期作为刚性的时间窗而被确定的前言所述段落中可能出现如下情况，在脉冲期结束之后，尽管刚好能够有效地产生等离子体，但能量脉冲的输出也会结束。

在从现有技术中已知的做法中也可能出现如下情况，使用者可能倾向于选择过长的间歇期以确保在平衡持续时间内不超出法定的和/或标准预定的最大容许能量，或间歇出现的次数相比必要的更频繁。这意味着未能用上潜在可用的储备能量。

本发明包含以下认识，通过灵活的、尤其适应于环境条件的电输出功率控制使得能够更好地利用现有能量储备，而不会超出最大容许发生器功率。尤其是，能够对具有用于引燃等离子体的引燃功率的脉冲进行控制，使得它们持续更长时间，只要未超出由最大容许发生器功率导致的能量，这相比于刚性的脉冲期是尤其有利的。

另一方面涉及更好地控制输出能量的能力。就像在前述现有技术中所公开的那样的输出能量的单纯在时间上的控制导致在引燃功率和切割功率之间不可控的重复切换危险，这尤其可能出现在不稳定的切割等离子体或发生器功率设定过低之时。在此情况下，高引燃功率的重复输出可能导致能量不可控地输入到组织。

在虚拟蓄能器意义上的输出能量平衡量(其中考虑了其排空的情况)使得能够通过实际输出能量来获知有多少能量在所经过的滑移的确定持续时间内已消耗掉，因此能够获知有多少能量在所制定的规定下目前还可用。因此，可以有利地减小不可控的高能量输入待处理组织的危险，或甚至将其减至最低程度，而不用设定能量输出的刚性时间限制。

“弹性的”与此意味着，确定持续时间作为平衡框具有不可变的持续时间，但随着时间推移而移动，由此出现滚动时间窗，在滚动时间窗内，输出能量平衡量例如在每个新的程序周期内或者每个规定的周期时间被反复重新计算。计算中，尤其将预定发生器功率和实际输出的电输出功率平衡。因此在传输意义上，不仅给通过确定持续时间和最大输出能量平衡量限定的虚拟蓄能器供应根据预定发生器功率的能量，也汲取根据电输出功率的能量。通过预定发生器功率来确定有多少能量被供给到虚拟蓄能器，而同时自其汲取实际输出的电输出功率。由此导致的差是输出能量平衡量。

优选规定，预定发生器功率是可调的。这具体包含预定发生器功率的值、尤其是单位为瓦特的标定数值可通过合适的用户接口或操作件来调节。例如这种操作件可以以调节旋钮或成组方向键的形式构成，并且可选地具备在此显示预定发生器功率的当前设定值的显示器。通过预定发生器功率的可调节性，可以有利地影响电输出能量的输出，进而适应于具体应用。在此情况下，必要时尤其作为功率上限考虑法规和/或标准规范。

优选规定，输出能量平衡量不超过最大输出能量平衡量。这具体包含，该输出能量平衡量受到限制，并且在传输意义上该虚拟蓄能器具有自此无法再储蓄能量的最大容量。通过最大输出能量平衡量可以做到尤其在考虑预定发生器功率情况下遵守法规和/或标准规定。所述规定尤其涉及在确定持续时间内的最大容许输出能量。尤其是这种范围在指南DIN EN60601-2-2的题为“医用器械-部分2-2:高频外科器械安全性的特殊规定”中进行了规定，其描述在1秒的确定持续时间内不超出400J的最大容许待输出能量。在这样的改进方案中可有利降低超出最大能量的危险以便尤其保证患者的安全性。在可能的改进方案中，最大输出能量平衡量还可以被选择成减小了规定值、如减小最大输出能量平衡量的10％，以提供安全缓冲区例如以便进一步减小超出法规和/或标准规定的危险。

在一个改进方案的范围内规定，最大输出能量平衡量由容许的能量和输出的能量之差来确定，在这里，该容许的能量是应在平衡持续时间内最大输出的能量。关于该容许的能量以及平衡持续时间的设定可以基于法律规定和/或标准规定而得到。在此情况下，与输出能量平衡量相关的改进方案使得能够实现对法定规定和/或标准规定的遵守，不但如此还总是能利用在所述规定内的最大可用输出功率。尤其不同于现有技术地可以看出，在现有技术中，遵守这样的规定尤其要通过所规定的保守设计的输出能量、尤其是引燃脉冲之间的间歇时间来实现，由此一来，未能用上潜在的可用功率。在优选的改进方案中，平衡持续时间可以等于确定持续时间。

输出能量极限值可以是可调的。借助输出能量极限值的可调节性，可以有利地影响功率控制器的特性并进而影响高频发生器的切割特性。低的输出能量极限值导致在输出能量平衡量等于零、即蓄能器被完全排空的时刻给高频发生器又快速地供应输出输出功率尤其引燃功率所需的能量。但是，低的输出能量极限值也导致输出能量平衡量又更快速地低于最小值，尤其是回降至零。当输出能量极限值被选择得过低时也出现在蓄能器中可供使用的能量不足以引燃等离子体的情况。如果输出能量极限值被选择为较大，则在达到输出能量极限值之后可以有更多输出能量尤其可供较长引燃脉冲所用。但在此情况下，间歇期、即用于达到输出能量极限值的等候时间相应较长。

在一个改进方案内规定，功率控制器具有平衡单元，该平衡单元被设计用于周期性地确定输出能量平衡量。这具体包括，该平衡单元总是通过定期重新计算该平衡量来更新虚拟蓄能器。在此情况下，定期重新计算在一个比确定持续时间短的周期时间内进行。在可能的改进方案中，该周期时间至少比确定持续时间小100倍、优选小1000倍、尤其优选小10000倍。例如在1秒的确定持续时间下可以将周期时间选择成在100微秒到5毫秒之间的值。通过短的周期时间，功率控制器总是有利地提供输出能量平衡量的当前值以供使用，从而可以实现基于输出能量平衡量的电输出功率的调节，延迟可忽略不计。

为了完成前言所述任务，还提出一种用于高频发生器的功率控制器。该高频发生器在此情况下具有用于电外科器械的电输出接线端、至少间接连接至该输出接线端的电流源或电压源以及功率控制器。该功率控制器被设计成在输出能量平衡量大于输出能量极限值或具有初始值时开始电输出功率的输出，并且在输出能量平衡量低于最小值时结束电输出功率的输出，其中，该能量平衡量在滑移的确定持续时间范围内进行确定，其中，输出能量平衡量作为预定发生器功率与电输出功率之差而形成。在本发明的功率控制器中有利地利用本发明的高频发生器的优点。在功率控制器的可能改进方案中，它可以被设计成，使得它适于在现有的高频发生器中改装。为此，该功率控制器可以被设计成尤其可更换的硬件模块和/或软件模块。

此外，为了完成前言所述任务，提出一种用于操作具有功率控制器的高频发生器的方法。该方法包括以下步骤：

-将输出能量平衡量初始化至初始能量；

-当输出能量平衡量大于输出能量极限值或具有初始能量时，尤其通过控制脚踏开关来选择性地开始电输出功率的输出。

在该方法的一个改进方案中规定，当输出能量平衡量等于零时，结束该电输出功率的输出。

在该方法的一个改进方案中规定，输出能量平衡量在滑移的确定持续时间范围内由所提供的预定发生器功率与所输出的电输出功率来确定。

在根据本发明的用于操作高频发生器的方法中有利地利用高频发生器的优点。

从以下对优选实施方式的说明以及结合附图得到本发明的其它优点、特征和细节，在附图中：

图1示出了高频发生器连同相连接的电外科器械；

图2示出了根据本发明构想的高频发生器的原理电路图；

图3A示出了确定最大输出能量平衡量的示意图；

图3B示出了针对高频发生器的可能操作的状态曲线图；

图3C示出了过程曲线图连同输出功率和输出能量平衡量的示意性曲线；

图4A和图4B示出了激活装置和接通模块的可能开关状态的详细原理电路图。

图1示出了高频发生器10，其在输入侧配设有用于连接至电网的电缆。该高频发生器10连接至脚踏开关240，该脚踏开关用于激活高频发生器10。在输出侧，高频发生器10的输出接线端125的两个在此未被详细示出的输出极(即第一输出极125.1和第二输出极125.2)通过电流线与电外科器械205的双极电极210相连。电外科器械在此具备双极切割电极210，其在根据图1的实施方式中被设计成双极环圈切割器械。

图2示出了根据本发明的高频发生器10的一个优选实施方式的原理电路图，其具有相比于现有技术有所改进的切割性能。所示实施方式适用于外科手术，尤其是在经尿道电切(TURis)领域中，但也适用于其它领域例如像内镜黏膜切除(EMR)和息肉切除。

高频发生器10包括电源110，其在输入端110.1可连接至交流电供电网，在输出侧在输出端110.2连接至时钟可控的高频发生器模块120的输入端120.1。电源110将交流电压转变为直流电压。

高频发生器模块120将直流电压转变为频率在0.3-2MHz之间的交流电压。高频发生器模块120的输出端120.2通过至少一个抗法拉第电容器122并通过高频发生器10的双极电输出接线端125连接到电外科器械205的双极电极210。所述至少一个抗法拉第电容器应防止直流电流的传输。输出端120.2的交流电压输出此时以时钟可控方式进行。“时钟可控”意味着高频发生器模块120借助激活装置322可被如此时钟化，即在输出端120.2提供具有不同脉冲长度和不同脉冲变化过程的脉冲的序列脉冲。脉冲幅度可在脉冲变化过程中变化。高频发生器模块120的功率输出在时间上被控制成，依据输出能量平衡量EB能输出一连串的具有不同的功率级和持续时间的电输出功率。

电外科器械205通常由切割电极210和手柄212构成。为了能以电外科方式切割处于切割电极210附近的组织230(在此示出局部)，可以在身体组织230上对待手术区域施加食盐溶液232并在此区域中通过电极210产生等离子体234。这通过如下方式来实现，在高频发生器模块120的输出端120.2输出具有高电功率(尤其是引燃功率PI)的高频电流。通过两极电输出接线端125将电外科器械的双极切割电极210连接至高频发生器模块120的输出端120.2。通过输出至双极切割电极210的高频电流对双极切割电极210区域中的食盐溶液232进行加热，从而引燃等离子体234。通过等离子体234，外科医生能够在贴靠切割电极210的组织230中执行期望的切割。切割过程一般可以由外科医生通过控制在此未示出的脚踏开关240来发起和结束。

较低的电功率(尤其是切割功率PC)就足以维持电外科切割所需要的等离子体。出现这种情况是因为等离子体具有比盐水大许多的电阻。等离子体电阻可以在成百上千欧姆范围内，而盐水电阻例如可以在约25欧姆范围内。

高频发生器10具有功率控制器300，该功率控制器300又包括平衡单元320。

平衡单元320具有功率检测单元330。该功率检测单元330如此连接至高频发生器模块120的输出端120.2，使得能够对实际输出的电输出功率PO进行检测，尤其是进行测量。功率检测单元330的输出端被连接至第一积分器332。该第一积分器332被设计用于在确定持续时间TA内对电输出功率PO的值、尤其测量值进行积分，以确定在确定持续时间TA内由高频发生器模块120实际输出的输出能量EO。

平衡单元320还具有第二积分器334。该第二积分器334被设计用于在确定持续时间TA内对预定发生器功率PAV的值进行积分。该第二积分器334在输入侧连接至发生器功率调节模块342，使用者借此能调节出预定的发生器功率PAV。第二积分器334在输出侧将积分结果传输给加法器336，其将预定发生器功率的积分值加上初始能量ES并因此确定预定能量EAV。在某些实施方式中，或者可以简单形成预定能量EAV，做法是将预定的发生器功率PAV乘以确定持续时间TA。在此情况下适用的是：EAV＝PAV*TA。

由加法器336加至预定发生器功率的积分上的初始能量ES可以通过初始能量调节模块344来进行调节。在此情况下尤其如此选择初始能量ES，即不高于最大输出能量平衡量EBMAX。

在减法器338中，自预定能量EAV汲取输出能量EO以便形成输出能量平衡量EB。由此得到了根据下式的关系：

激活装置322在输入侧连接至减法器338和极限值调节模块346。通过极限值调节模块346，可以调节输出能量极限值EBX。输出能量极限值EBX尤其限定增大的输出能量平衡量EB的最小值，从最小值起进行电输出功率PO尤其是引燃功率PI的输出。因此只有当虚拟蓄能器中存在超过一个的由输出能量极限值EBX限定的最小能量时才输出引燃功率。依据详细参数、即输出能量平衡量EB和输出能量极限值EBX，激活装置322输出接通信号D。为了传输接通信号D给高频发生器模块120，激活装置322在输出侧传导信号地连接至高频发生器模块120。通过接通信号D，可以激活和停用、即开始和结束由高频发生器模块120输出输出能量PO。

平衡单元320以周期时间TZ进行工作，即，在具有周期时间TZ的周期T之后重新以更新后的输入数据(尤其以当前预定发生器功率PAV和当前输出功率PO)在一个新的周期T+1中执行上述计算以形成输出能量平衡量EB。因此，输出能量EO的值和预定能量EAV的值随每个周期T被更新。周期时间TZ可以尤其依据平衡单元的具体设计，尤其依据所用的硬件和软件，并且例如在100微秒至5毫秒之间。

功率控制器300也可以完全或部分在微控制器中实现，在微控制器中对部件320以及可选的其它部件进行编程。

图3A示意性地示出了用于确定最大输出能量平衡量EBMAX并进而在传输意义上确定蓄能器的大小的曲线图。在此虚线所示的外框由技术规范和/或法规和/或标准规定来定。这样的框可以通过来自DIN EN60601-2-2的题为“电医用器械，部分2-2：高频外科器械安全性的特殊规定”的规定条件来确定，其规定了在1秒的平衡持续时间TB内不应高出400J的容许能量EA。在此例如选择PAV＝300W的可调节的预定发生器功率PAV在1秒平衡持续时间TB内相应导致300J预定能量EAV的输出。从容许能量EA与预定能量EAV之差得出最大输出能量-总量EBMAX，其在此为100J。

图3B示出了针对高频发生器的可能操作的状态曲线图。在以初始能量ES激活或初始化输出能量平衡量EB后，高频发生器10处于激活状态HFON。在激活状态HFON下，接通信号D具有值“开(on)”，因此高频发生器模块120输出电输出功率PO。当输出能量平衡量EB低于最小值EBMIN、例如等于零时，即当虚拟蓄能器完全排空时，高频发生器10切换到停用状态HFOFF。在停用状态HFOFF下，接通信号D具有值“关(off)”，因此高频发生器模块120不输出电输出功率PO。在此停用状态HFOFF下，输出能量平衡量EB尤其因预定发生器功率PAV的输入而再次升高；即，虚拟蓄能器再次充电。一旦输出能量平衡量EB已经高出输出能量极限值EBX，则高频发生器10又切换到激活状态HFON。可以处于最大输出能量平衡量EBMAX的最大值的高初始能量ES导致了在激活之后的尽可能长的输出持续时间。在本发明范围内可能总体有利的是，对于初始能量ES的值，选择与对于输出能量极限值EBX的一样的值。通过这种方式，第一引燃尝试在初始化之后、尤其关于脉冲期和随后的等候持续时间对应于分别在达到输出能量极限值EBX之后所进行的随后引燃尝试。可以规定初始能量ES仅在处理开始时一次性输入。

图3C示出了包含根据本发明概念的高频发生器10的改进方案的电输出功率PO以及输出能量平衡量EB的时间曲线的曲线图。在第一时刻T1，电输出能量PO达到引燃功率PI的值，其在此为2300W。可确定的预定发生器功率PAV在此为300W，最大输出能量平衡量EBMAX如图3A所示为100J。

可通过输出能量平衡量EB确保在确定持续时间TA内不高于一定输出能量、即最大输出能量平衡量EBMAX。在此情况下，输出功率PO尤其可以在确定持续时间TA内的一个时期内大于平均输出功率，该平均输出功率来自最大输出能量平衡量EBMAX与确定持续时间TA之商。但较高输出功率PO导致输出能量平衡量EB相比根据最大虚拟输出功率可添加的新能量更快速地减少。换言之，在虚拟蓄能器意义上比其充电更快速地排放输出能量平衡量EB。

在时刻T2，输出能量平衡量EB等于最小输出能量平衡量EBMIN，即虚拟蓄能器被耗尽。最小输出能量平衡量EBMIN在此等于零。引燃脉冲的在时刻T1开始的脉冲时间因此在时刻T2结束。因为预定发生器功率PAV为300W且引燃功率PI为2300W，故功率差为2000W。在100J最大输出能量平衡量EBMAX(以及100J开始初始能ES)下，在0.05秒(即50毫秒)后达到时刻T2。在时刻T2，高频发生器模块120输出电输出能量PO结束，即，高频发生器10被切换到停用状态HFOFF。因此，引燃功率PI的值PO在曲线图中以阶梯形式降低至零。从时刻T2起，输出能量平衡量EB开始增大，确切说以对应于预定的发生器功率PAV＝300W＝300J/s的速度增大。在第三时刻T3，输出能量平衡量EB达到了输出能量极限值EBX的值，在此为60J。因此，第三时刻T3在第二时刻D2之后的0.2秒＝200毫秒，即T3＝250毫秒。在时刻T2与时刻T3之间的时间段是在此没有输出电输出能量PO的等候时间。

从时刻T3起，即在达到输出能量极限值EBX之后，高频发生器模块120通过接通模块323被控制，使得再次进行电输出功率PO的输出。因为双极电极上的输出电阻低，因此电输出功率PO处于相对大的值，即等于引燃功率PI大小。在时刻T4，成功引燃等离子体，接着该双极电极上的输出电阻增大，结果，输出功率PO突然降低至较低值、尤其是降低至切割功率PC，其中，该切割功率PC比引燃功率PI低很多倍。切割功率PC在此为100W。

因为如下事实，即现在所输出的切割功率PC低于预定发生器功率PAV，因此输出能量平衡量EB从第四时刻T4起升高。在传输意义上，虚拟蓄能器因此比其被放电更快速地充电。这导致了输出能量平衡量EB在第五时刻T5已经达到其最大值、即最大输出能量平衡量EBMAX，其在此为100J。在100W切割功率PC和300W预定发生器功率PAV的情况下，功率差为200W＝200J/s。

可以利用电外科器械205超过时刻T5继续切割，或是直到切割过程通过松开脚踏开关240而被中止，或是等离子体被中断。从这个在此未示出的时刻起，可以重复如在此所述的做法直到完成切割。

图4A在原理电路图中示出了激活装置322的可能结构。激活装置322在此具有三个比较模块322A-322C以及一个循环存储器325和一个接通模块323。在此示出了激活装置322在一个周期Z中的工作方式322。

在第一比较模块322A中检查输出能量平衡量EB的值是否大于最小输出能量平衡量EBMIN，尤其检查是否大于零。如果是这种情况，则输出第一比较信号A并将其传输至接通模块323。比较信号A以及还有其它比较模块322B、322C的比较信号尤其可以是布尔性的，即只处于0值或1值。

循环存储器325存储由接通模块323在前一周期Z-1中输出的接通信号D，并在当前周期Z中在输出侧作为在先接通信号DV提供它。在与循环存储器325相连的第二比较模块322B中检查在先接通信号DV是否为正，即是否DV＝D(Z-1)＝“开”。如果是这种情况，则输出正的第二比较信号B并将其传输至接通模块323。

在第三比较模块322C中将输出能量平衡量EB与输出能量极限值EBX进行比较。如果输出能量平衡量EB大于输出能量极限值EBX，则在传输意义上将蓄能器充至规定的最小值。在此情况下，输出正的第三比较信号C并将其传输至接通模块323。

接通模块323根据比较信号A、B、C输出接通信号D，其可以处于值“开”或“关”。尽管如此，替代地或附加地也可以由接通模块323输出呈布尔形式的接通信号，即1相应地对应于“开”，而0对应于“关”。

图4B示出了接通模块323的可能的开关状态323.1-323.5。在第一开关状态323.1下，第一比较信号A为负，即A＝0。由此，不论第二比较信号B或第三比较信号C是否为正或负都导致了负接通信号D。负接通信号D、即开关位置“关”导致由高频发生器模块120未输出电输出功率PO。开关状态323.1表示，输出能量平衡量EB在当前时刻等于零，并且就传输意义上来说，虚拟蓄能器为空。

在第二开关状态323.2下，第一比较信号A和第三比较信号C为正，第二比较信号B为负，由此导致正接通信号D、即开关位置为“开”。开关状态323.2出现在当前周期Z中的输出能量平衡量EB大于输出能量极限值EBX时，并且在前一周期Z-1中，接通模块323已输出负接通信号D，因此，高频发生器模块120在前一周期Z-1中没有输出输出功率PO。

在第三开关状态323.3下，所有三个比较信号A、B、C都为正，这导致正接通信号D，即开关位置为“开”。开关状态323.3表示，输出能量平衡量EB在当前时刻大于输出能量极限值EBX，并且在前一周期Z-1中，接通模块323已输出正接通信号D。后者意味着，高频发生器模块120在前一周期Z-1中已输出输出功率PO。

在第四开关状态323.4下，第一比较信号A为正，第二比较信号B和第三比较信号C为负，这导致负的接通信号D，即开关位置为“关”。开关状态323.4表示，输出能量平衡量EB在当前时刻小于输出能量极限值EBX，在前一周期Z-1中，接通模块323输出负接通信号D，即，高频发生器模块120尚未输出输出功率PO。

在第五开关状态323.5下，第一比较信号A和第二比较信号B为正，第三比较信号C为负，这导致正接通信号D、即开关位置为“开”。开关状态323.5表示，输出能量平衡量EB在当前时刻降低并且小于输出能量极限值EBX，并在前一周期Z-1中，接通模块323已输出正接通信号D，即，高频发生器模块120已输出输出功率PO。

关于开关状态，尤其说明第四开关状态323.4和第五开关状态323.5，在这两个开关状态323.4、323.5下，输出能量平衡量EB小于输出能量极限值EBX。

在第四开关状态323.4下，此时在先接通信号DV、即在前一周期Z-1中的接通信号D为负，即，高频发生器模块120没有输出输出能量PO。

当在此就像在第五开关状态323.5下那样接通信号D在前一周期Z-1中为正时，即，高频发生器模块120已输出输出能量PO时，高频发生器模块120也因为由接通模块323在当前周期Z内输出正接通信号D而进一步输出输出能量PO。简言之，激活的高频发生器模块120因此即便在输出能量平衡量EB低于输出能量极限值EBX时也保持起作用，并且只在输出能量平衡量EB低于最小输出能量平衡量EBMIN时、尤其等于零时才被停用。“激活”和“停用”在此尤其是涉及电输出能量PO经由高频发生器模块120的输出端120.2输出，而不涉及电源110和/或整个高频发生器10被通断。

附图标记列表

10 高频发生器

110 电源、时钟可控的电源

110.1 电源的输入端

110.2 电源的输出端

120 高频发生器模块

122 抗法拉第电容器

125 输出接线端、高频发生器的输出极

125.1 第一输出极

125.2 第二输出极

205 电外科器械

210 切割电极、电外科器械的双极电极

212 电外科器械的手柄

230 组织

232 食盐溶液、盐水

234 等离子体

240 脚踏开关

300 功率控制器

320 平衡单元

322 激活装置

322A 第一比较模块

322B 第二比较模块

322C 第三比较模块

323 接通模块

323.1-323.5 第一至第五开关状态

325 循环储存器

330 功率检测单元

332 第一积分器

334 第二积分器

336 加法器

338 减法器

342 发生器功率调节模块

344 初始能量调节模块

346 极限值调节模块

348 乘法器

356 引燃电压

610 虚拟蓄能器

630 实际能量

A、B、C 第一至第三比较信号

D 接通信号

DV 在先接通信号

EA 容许能量

EAV 输出能量

EB 输出能量平衡量

EBMAX 最大输出能量平衡量

EBMIN 最小输出能量平衡量、最小值

EBX 输出能量极限值

EO 输出能量

ES 初始能量

HFOFF 高频发生器的停用状态

HFON 高频发生器的激活状态

PAV 预定发生器功率

PC 切割功率

PI 引燃功率

PO 输出功率、电功率

T 时间

TA 确定持续时间

TB 平衡持续时间

TI 引燃时刻

TZ 周期时间

Z 周期、计算周期

Claims

1.一种用于连接电外科器械(205)的高频发生器(10)，该高频发生器(10)具有：

-用于电外科器械(205)的电输出接线端(125)，

-至少间接连接至所述输出接线端(125)的电源(110)，

-用于控制经由所述输出接线端(125)输出的电输出功率(PO)的功率控制器(300)，

其特征在于，所述功率控制器(300)被设计成

-当输出能量平衡量(EB)大于输出能量极限值(EBX)时开始电输出功率(PO)的输出，并且

-当所述输出能量平衡量(EB)低于最小值(EBMIN)时结束所述电输出功率(PO)的输出，其中，

-所述输出能量平衡量(EB)在滑移的确定持续时间(TA)内由所提供的预定发生器功率(PAV)和所输出的电输出功率(PO)来确定。

2.根据权利要求1所述的高频发生器(10)，其特征在于，所述预定的发生器功率(PAV)是可调的。

3.根据权利要求1或2所述的高频发生器(10)，其特征在于，所述输出能量平衡量(EB)不高于最大输出能量平衡量(EBMAX)。

4.根据前述权利要求中至少一项所述的高频发生器(10)，其特征在于，所述最大输出能量平衡量(EBMAX)由容许能量(EA)与预定能量(EAV)之差来确定，其中，所述容许能量(EA)是在平衡持续时间(TB)内应最大输出的能量，并且所述预定能量(EAV)由所述平衡持续时间(TB)内的所述预定发生器功率(PAV)来确定。

5.根据前述权利要求中至少一项所述的高频发生器(10)，其特征在于，所述输出能量极限值(EBX)是可调的。

6.根据前述权利要求中至少一项所述的高频发生器(10)，其特征在于，所述功率控制器(300)具有平衡单元(320)，该平衡单元(320)被设计用于周期性地确定所述输出能量平衡量(EB)。

7.一种用于根据前述权利要求中任一项所述的高频发生器(10)的功率控制器(300)，其中，所述高频发生器(10)具有：

-用于电外科器械(205)的电输出接线端(125)，

-至少间接连接至所述输出接线端(125)的电流源或电压源(110)，以及

-功率控制器(300)，

其特征在于，所述功率控制器(300)被设计成

-当输出能量平衡量(EB)大于输出能量极限值(EBX)或具有初始值(EBI)时开始电输出功率(PO)的输出，并且

-所述输出能量平衡量(EB)在滑移的确定持续时间(TA)内被确定，其中，所述输出能量平衡量(EB)作为预定发生器功率(PAV)的积分与所述电输出功率(PO)的积分之差而形成。

8.一种利用根据权利要求7所述的功率控制器来操作根据权利要求1至6中任一项所述的高频发生器(10)的方法，该方法包括以下步骤：

-将输出能量平衡量(EB)初始化至初始能量(ES)；

-当输出能量平衡量(EB)大于输出能量极限值(EBX)或具有初始能量(ES)时，尤其选择性地通过控制脚踏开关(240)来开始电输出功率(PO)的输出。

9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，当所述输出能量平衡量(EB)等于零时结束所述电输出功率(PO)的输出。

10.根据权利要求8或9所述的方法，其特征在于，所述输出能量平衡量(EB)在滑移的确定持续时间(TA)内由所提供的预定发生器功率(PAV)和所输出的电输出功率(PO)形成。