JP2000516516A - 改良された電気外科用発生装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 組織に外科的処置を施すための高周波電気波形を与える電気外科用発生装置が開示される。本発明は、ＤＣレギュレータ(１０)、増幅器(１００)、エネルギー回収回路(９０)、及び電気外科的な処置を行ううえで所望の電気波形を得るためにこれらの要素を制御する方法を含む電気外科用発生装置において具体化される。

Description

【発明の詳細な説明】 改良された電気外科用発生装置 発明の分野 本発明は一般的には電気外科用の発生装置に関し、詳しくは外科処置のための 複数の高周波電気波形を供給する性能を有する改良された電気外科用発生装置に 関する。 発明の背景 電気外科においては組織に対して高周波の電気エネルギーを用いることにより 外科手術が行われる。電気外科手術は、電源からの電気エネルギーを、活用電極 と対極を介して組織に通電される予め設定された高周波波形に変換する発生装置 を使用して通常行われる。 発生装置より出力される高周波波形に応じて、組織に対して電気的に行われる 主な外科処置としては基本的に４種類のものがある。これらの外科処置は一般的 に、乾燥、高周波療法、切開、止血切開として知られる。 乾燥処置を行う場合、発生装置は、組織に通電した際に電気抵抗による発熱で 組織を加熱し、壊死部位を形成する高周波波形を出力する。 高周波療法の処置を行う場合、発生装置は通常、ピーク電圧が高く衝撃係数が 小さいバースト波形を出力する。高周波療法用の波形の衝撃係数は小さいため、 組織に作用する単位時間当たりの出力は充分に低く、細胞の水分の爆発的な気化 は最小に抑えられる。バースト波形により、活用電極と組織との間において高周 波の電気火花または電弧が生じ、これにより電気火花または電弧が作用する部位 に出力がなされ、電気火花または電弧が作用する部位の組織の凝固が行われる。 電気外科用の発生装置からの更に異なる波形出力により他の処置も行われる。 切開は細胞の水分を気化させるうえで充分な単位時間当たり出力が供給される 場合に行われる。切開は通常、正弦波などの繰り返し電圧波形を用いて行われ、 壊死や止血凝固はほとんど生じない。 発生装置において発生せられる電気波形を変化させ上記の処置を組み合わせて 行うことも可能である。特に、通常は電気外科的切開を行うために用いられる、 連続的な正弦波電圧を周期的に途絶させることにより切開及び乾燥を組み合わせ て行うことが可能である(止血を伴った切開またはブレンドと呼ばれる)。 上記の外科処置の内の少なくとも１種類を行う性能を有する公知の電気外科用 発生装置は一般的に図１に示される構成を有する。交流主電源２００により交流 電力がＡＣ／ＤＣコンバータ２０２に供給され、ＡＣ／ＤＣコンバータ２０２は 調整されていない直流電力をＤＣレギュレータ２０６に供給する。技師２０８に よる操作の下、制御及びタイミング回路２１０により、ＤＣレギュレータ２０６ が同調ＲＦ増幅器２１２によって特定される値の直流電力を生じ、これにより患 者２１４に高周波電力が供給される。 公知の電気外科用発生装置には幾つかの制約がある。例として従来の発生装置 では、不都合な効果による影響を受けずに複数種類の波形を生じる能力において 制約を有するものがある。すなわち、こうした発生装置では、異なる外科処置を 行ううえで適当に用いられる電気波形の種類は限られる。 別の制約として、公知の電流発生器は大量の干渉電磁波を周辺環境に放射する という点がある。電磁波干渉により手術室において電子機器の故障や誤作動が生 じるという深刻な危険性がある。電磁波干渉の主要な発生源は電気外科用発生装 置の回路に流れるパルス電流である。 公知の電気外科用発生装置には２つの主要な電磁波干渉（ＥＭＩ）の発生源が ある。こうした電磁波干渉として、伝導ＥＭＩ、近傍ＥＭＩ、及び放射ＥＭＩが ある。伝導ＥＭＩは交流電源への導線に伝わり、病院内外の離れた場所の機器に 影響を及ぼすが、ＤＣレギュレータ２０６内にて発生せられるパルス電流によっ て主として生じる。近傍ＥＭＩ及び放射ＥＭＩの主要な発生源は同調増幅器から の同期した出力である。同期した要素は周辺環境に対して適合しやすく、より効 果的に放射される。以下に述べるが、本発明の要旨は伝導ＥＭＩ、近傍ＥＭＩ、 及び放射ＥＭＩを同時に低減させることにある。 公知の電気外科用発生装置の別の制約として、電源から組織に至るまでの間に て電力を変換、増幅する効率が比較的低く、電気エネルギーが熱として失われる 点がある。手術室内において電気外科ユニット（ＥＭＵ）から熱が放散されると 、空気の対流が発生し、空気感染する病原菌が空気中にて循環するため好ましく ない。更に、熱放散が増大するにしたがって電気外科ユニットの信頼性は低くな る。 電気外科ユニットにおける効率の低下は様々な要因によって引き起こされる。 すなわち、 （１）内在的な効率（最適条件下で実現可能な最大効率）を決定する、選択さ れる位相。 （２）外的な効率（与えられた位相、負荷にて得られる効率）を決定する負荷 。 （３）実際の効率（与えられた位相、負荷及び要素の選択にて得られる効率） を決定する、要素の選択。 位相は、幅広い条件にわたって外的な効率及び実際の効率を最大化するように 選択されることが理想的である。公知の電気外科ユニットにおいては、止血を最 小に抑えた切開を実現するために、ＤＣレギュレータ出力上に存在するＡＣリプ ル電圧を最小としなければならず、同時に伝導ＥＭＩも可能な限り低く抑えられ なければならない。これを行うため場合に応じて図１のＡＣ／ＤＣコンバータ２ ０２において大型のコンデンサを配置し、電流パルスを平滑化して、伝導ＥＭＩ を低減させ、同時にＤＣレギュレータ２０６の出力部に大型のコンデンサを配置 して、出力のリプルを低減させ、ひいては止血を低減させる。これらのコンデン サはリプル成分をコンデンサのＥＳＲを介して接地することにより電流を濾波す るが、これにより電力が損失する。この損失は発生するリプルがより小さく、し たがって出力の損失が小さければ大幅に低減される。 ＤＣレギュレータ及びＲＦ増幅器の回路においてトランジスタなどの制御装置 を使用して、組織に対して用いられる電気波形の合成及び調整が行われる。これ らの制御装置は様々な方法で使用される。従来技術における非常に一般的な方法 として、可変インピーダンス電流源として制御装置を用いる方法があり、これに よりトランジスタに電圧と電流とが同時に作用し、トランジスタ内において電力 が放散される。制御装置はまた、小インピーダンス（閉）と大インピーダンス（ 開）間の交互切換えスイッチとしても使用される。従来の技術においては、発生 装置の回路でスイッチを挟んで電位差が存在する状態で小インピーダンス側にス イッチを切り換える際にこうしたスイッチから大量の熱が放散し、スイッチに電 圧が印加されるのと同時に電流が流れることにより電力が放散されるものがある 。トランジスタを含む電流回路の位相によって、トランジスタのバイアスが参照 ノードに連携させられない場合があるため、比較的複雑なレベルシフティング回 路が必要とされる。 公知の電気外科用発生装置の位相には、入力エネルギーを電磁誘導により１イ ンターバル間においてＤＣ磁場の形態で蓄積すること、及びこのエネルギーを次 のインターバルにおいて負荷にかかる振動電圧として放出することを含むプロセ スを通じて入力電圧を出力電圧に変換するものがある。エネルギーの蓄積及び放 出というこうしたプロセスにより振幅の小さくなった正弦波の形を有する波形が 生じる。この波形は次の蓄積サイクルの時点では充分に大きい振幅を有する。パ ルス化エネルギー波形などの出力波形の内のあるものにおいては、パルスの消滅 によって負荷に送られなかったエネルギーは発生装置内に残り、熱として放散さ れて発生装置の効率を低下させる。 したがって、公知の電気外科用発生装置のこうした制約を克服した発生装置が 求められている。 発明の概要 したがって本発明の目的としては以下のようなものが含まれる。すなわち、 電磁波干渉の発生が低減された電気外科用発生装置を提供すること、 効率が向上した電気外科用発生装置を提供すること、 入力電源と出力負荷との間において電流が分離している電気外科用発生装置を 提供すること、 電気的な構成要素の数や大きさが減少している電気外科用発生装置を提供する こと、 入力及び出力電流リプルが大幅に低減されている電気外科用発生装置のための スイッチングＤＣレギュレータを提供すること、 入力ＤＣ電圧に対して増加（逓増）、または減少（逓減）させることが可能な 調整可能な出力ＤＣ電圧を有する、電気外科用発生装置のためのスイッチングＤ Ｃレギュレータを提供すること、 ＤＣ入力電圧を、組織に外科的な効果を与えるうえで電磁波干渉が減少してい ると共に効率が向上している高周波信号に変換する、電気外科用発生装置用の増 幅器を提供すること、 組織へのエネルギーの伝送効率を向上させるために電気外科用発生装置内にお いてエネルギーの蓄積及び放出を選択的に行う電気外科用発生装置用のエネルギ ー回収回路を提供すること、 向上した外科的効果を与えるために感知された組織の状態に応じて組織へのエ ネルギーの流れを制御する電気外科用発生装置を提供することなどである。 本発明のＤＣレギュレータ、増幅器、およびエネルギー回収回路を備えた発生 装置が提供されることにより１以上の上記の目的が達成される。発生装置のこれ らの要素を制御して電源からのエネルギーを予め決められた高周波波形に変換し 、乾燥、高周波療法、切開、止血を伴った切開などの電気外科的な処置を行うこ とが可能である。 ＤＣレギュレータ及び増幅器は（電池またはＡＣ／ＤＣ変換器などの）電源と 組織との間に直列に接続される。通常、電源はＤＣレギュレータにＤＣ電圧を供 給する。ＤＣレギュレータはＤＣ入力電圧よりも大きい（逓増）かまたは小さい （逓減）ＤＣ出力電圧に入力電圧を変換する。ＤＣ出力電圧は増幅器に流れ、組 織に供給される高周波電圧波形に変換される。エネルギー回収回路は増幅器にお いて発生したエネルギーの蓄積及び放出を行い、エネルギーが電源から組織に伝 送される効率を向上させる。 本発明の一特徴に基づけば、効率が向上し、電磁干渉波の発生が低減され、回 路要素の数が減少した新規なスイッチトＤＣレギュレータが提供される。このス イッチトＤＣレギュレータは電源からの第１のＤＣ信号を予め決められた電圧を 有する第２のＤＣ信号に変換する。 スイッチトＤＣレギュレータは、第１のＤＣ信号の電流リプルを低減するため の入力インダクタ手段（例、１個以上のインダクタ）と、エネルギーを容量的に 蓄積、放出するためのコンデンサ手段（例、１個以上のコンデンサ）と、コンデ ンサ手段を第１のＤＣ信号にて充電するための第１のスイッチ手段（例、バイボ ーラトランジスタ、ダイオード、絶縁ゲートバイポーラトランジスタ、電界効果 トランジスタ）とコンデンサ手段を放電させて第２のＤＣ信号を発生するための 第２のスイッチ手段と、第２のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための出力イ ンダクタ手段（例、１個以上のインダクタ）とを備える。 入力インダクタ手段は電源とコンデンサ手段との間に直列に接続される。コン デンサ手段は入力インダクタ手段と出力インダクタ手段との間に直列に接続され る。エネルギーは、第１のＤＣ信号にてコンデンサ手段を充電する第１のスイッ チ手段と出力インダクタ手段を通じてコンデンサ手段を放電させ第２のＤＣ信号 を発生する第２のスイッチ手段とにより、入力インダクタ手段から出力インダク タ手段に容量的に伝送される。第２のＤＣ信号の電圧は、第１及び第２のスイッ チ手段の衝撃係数、すなわち、コンデンサ手段が充電されて放電される全時間に 対するコンデンサ手段が充電される時間の比、を調整することにより制御するこ とが可能である。第２のＤＣ信号は第１のＤＣ信号よりも高い（逓増）か低い（ 逓減）値をとりうる。 第１のＤＣ信号及び第２のＤＣ信号の電流リプルは、入力インダクタ手段と出 力インダクタ手段とを電磁的に適当に結合することにより更に低減させることが 可能である。適当な電磁結合は結合定数Ｋ及び変圧器の巻数比を考慮することに よって与えられる。更に、変圧器においてＫがＮにほぼ等しい場合に適当な電磁 結合が与えられる。ＫがＮにほぼ等しくなるように構成された変圧器を使用する か、ＫとＮとがほぼ等しくなるように選択された１以上の補助的なインダクタン スと組み合わせて変圧器を使用することにより、ＫとＮとをほぼ等しくすること が可能である。第１のＤＣ信号と第２のＤＣ信号との間におけるＤＣ分離は、間 に絶縁変圧器が配置された第１と第２のコンデンサを含むコンデンサ手段により 与えられる。第１のＤＣ信号及び第２のＤＣ信号の電流リプルは、入力インダク タ手段、出力インダクタ手段、および絶縁変圧器を電磁的に結合することによっ てほぼ０にまで低減させることが可能である。 ＤＣレギュレータの効率は、コンデンサ手段を充電するためにスイッチ手段が 閉じられる前に、スイッチ手段に加えられる電圧がほぼ０であり、該スイッチ手 段に加えられる電圧の瞬間的な変化率がほぼ０であるように入力インダクタ手段 、出力インダクタ手段、およびコンデンサ手段を選択することによって大幅に向 上する。これによりスイッチ手段に電圧が印可されるのと同時に電流が流れるこ とが防止されるため、スイッチ手段におけるエネルギーの放散はほぼなくなる。 本発明の別の一特徴に基づけば、ＤＣレギュレータによって発生せられた第２ のＤＣ信号を、電気外科的効果を得るうえで適当な予め決められた周波数を有す る高周波出力信号に変換する新規な増幅器が提供される。新規な増幅器により効 率が向上し、電磁干渉波の発生は低減される。 増幅器は、ＤＣレギュレータまたは別のＤＣ電源（例、ＡＣ／ＤＣ変換器や電 池）に直列に接続された入力インダクタ手段と、入力インダクタ手段に直列に接 続された共振回路と、共振回路に並列に接続されたスイッチ手段とを備える。入 力インダクタ手段は第２のＤＣ信号の電流リプルを低減させることにより放射干 渉電磁波を減少させる。共振回路はインダクタ、コンデンサ、および組織を含む 。スイッチは、入力インダクタと共振回路との間の接合点と、増幅器への電流回 帰経路との間の接続(スイッチが閉じた状態)、切断（スイッチが開いた状態）を 交互に行い、これにより周期的に共振回路を第２のＤＣ信号にて充電し、エネル ギーを出力信号として放出させる。出力信号の大きさ及び周波数はスイッチの衝 撃係数及び周期、すなわち共振回路が充電されて放電する全時間に対する、共振 回路が充電される時間の比を調整することによって調整される。 共振回路の要素は、入力インダクタを充電するためのスイッチの閉鎖の前に、 スイッチに加えられる電圧及び電圧の変化率がほぼゼロであるように選択される 。これにより、スイッチに電圧力が加えられるのと同時に電流が流れることが防 止されるため、回路要素の交差に対する増幅器回路の感度は大幅に低減され、ス イッチにおけるエネルギーの放散はほぼなくなる。 本発明の別の一特徴に基づけば、組織へのエネルギーの伝送効率を向上させる 、電気外科用発生装置において使用されるためのエネルギー回収回路が提供され る。電気外科用発生装置は様々な外科処置を行うため高周波の異なるバースト／ 波形を合成する。バースト形の出力信号の終端点において組織に供給されなかっ たエネルギーは発生装置内に残り、熱として放散される。組織の抵抗が比較的大 きい場合、発生装置内において放散されるエネルギーは非常に大きくなる。エネ ルギー回収回路はバースト／波形の終端点において電気外科用発生装置内に残っ たエネルギーを回収することによりこうした損失を大幅に低減させる。エネルギ ー回収回路は通常、エネルギー蓄積装置(例、コンデンサ、インダクタ、または これらの組み合わせ)、エネルギー蓄積装置と電気外科用発生装置との間におい てエネルギーの蓄積及び放出を交互に行うスイッチ(例、バイポーラトランジス タ、絶縁ゲートバイポーラトランジスタ、電界効果トランジスタ)、及びエネル ギーの蓄積及び放出を調整するスイッチコントローラとを含む。 一般的に、バースト出力信号の終端点におけるエネルギー損失を低減させるた め、スイッチコントローラはスイッチを切り換えて、バーストの終端に近い点に おいてエネルギー回収回路にエネルギーを蓄積すること、蓄積されたエネルギー を次のバーストにおいて放出することを交互に行う。これによりエネルギーの蓄 積、放出を選択的に行って組織へのエネルギーの伝送効率を向上させることが可 能である。理解されることとして、エネルギー回収回路は任意の時刻においてエ ネルギーの蓄積、放出を行うように制御することが可能であり、任意の時間にお けるエネルギーの蓄積、及び、バースト出力信号の終端に近い点といった特定の 時刻におけるエネルギーの蓄積に制限されるものではない。 本発明の別の一特徴に基づけば、電気外科用ユニットを操作するための方法が 提供され、感知された組織の状態に応じて、組織へのエネルギーの流れを制御し て、乾燥、高周波療法、切開、止血を伴った切開などの向上した外科的効果を得 る。組織のインピーダンスは組織の状態に関する情報、ひいては外科的効果に関 する情報を与えることが示されている。 組織のインピーダンスは抵抗及びキャパシタンスを含む。一般的に組織は細胞 及び液を含む。液を通じた電気伝導路により組織抵抗が生じ、細胞内の電気伝導 性の液の周囲を絶縁する効果を与える細胞膜により組織キャパシタンスが生じる 。組織に充分に大きい電圧が加えられると細胞膜は穿孔／破裂する。細胞膜が破 裂すると、細胞の容量的効果は大幅に低減し、組織インピーダンスにおいて抵抗 性が増大し、容量性は減少する。組織のインピーダンスは、液の一部が気化する だけの充分なエネルギーが組織中に放散すると更に変化し、抵抗が大きくなる。 加熱に応じたタンパク質の変性、再形成といった効果を通じてインピーダンスは 更に変化する。 一定の時間にわたって組織のインピーダンスを測定し、細胞膜の修復が行われ る場合にその程度を調べることが可能であることが更に示されている。例として 、電気外科用のエネルギーによって破壊されなかった細胞は、約１ミリ秒から１ 秒の時間で、細胞膜に形成された穴を小さいものであれば閉鎖することが可能で ある。電気外科用エネルギーが供給される間、またはエネルギーの供給と供給と の間において組織のインピーダンスの変化及び変化率を測定することにより、組 織の状態及び外科処置の効果に関する情報が得られる。 電気外科用ユニットを操作するための本発明の方法は、向上した外科効果を得 るため、感知された組織のインピーダンス及び／またはインピーダンスの変化率 に応じて組織へのエネルギーの供給を制御することを含む。更に詳細には、本発 明には、組織のインピーダンスを測定するため、電気外科用発生装置用のインピ ーダンスコントローラを使用したセンサが含まれる。インピーダンスコントロー ラは測定された組織インピーダンスの変化に応じて、ＲＦ信号に変換される電圧 などの、発生装置からの出力を調整する。 図面の簡単な説明 本発明及び本発明の利点のより完全な理解のため、付属の図面と共に以下に詳 細に説明する。 図１は、従来技術に基づく電気外科用発生装置の実施形態を示すブロック図。 図２は、発生装置の要素を示すブロック図。 図３は、本発明に基づくＤＣレギュレータを示す概略図。 図４は、本発明に基づく絶縁されたＤＣレギュレータを示す概略図。 図５は、本発明に基づく増幅器を示す概略図。 図６は、エネルギー回収回路の実施形態を示す概略図。 図７は、本発明に基づく図５の増幅器と組み合わされたエネルギー回収回路を 示す概略図。 図８ａは、組織試料の組織分布インピーダンスのモデルを示す概略図。 図８ｂは、組織構造の一例を示す概略図。 図９は、本発明に基づく組織インピーダンスコントローラを示すブロック図。 発明の詳細な説明 図２を参照すると、本発明の原理に基づいて構成された電気外科用発生装置の ブロック図が示されている。電気外科用発生装置はＤＣレギュレータ１０、増幅 器１００、エネルギー回収回路９０、及びコントローラ７０を備える。 ＤＣレギュレータ１０は電源１２からの入力ＤＣ電圧を受け、入力ＤＣ電圧を 出力ＤＣ電圧に変換する。出力ＤＣ電圧は増幅器１００に供給される。増幅器１ ００はレギュレータ１０からのＤＣ電圧を高周波出力信号に変換し、高周波出力 信号は組織１１に供給される。エネルギー回収回路９０は増幅器１００からのエ ネルギーの蓄積と増幅器１００へのエネルギーの放出を交互に行い、エネルギー が電源１２から組織１１に伝送される際の効率を高める。コントローラ７０はＤ Ｃレギュレータ１０、増幅器１００、及びエネルギー回収回路９０を制御し、電 気外科用発生装置から出力される予め設定された高周波出力信号を発生させる。 高周波出力信号は、乾燥、高周波療法、切開や止血を伴った切開などの所望の電 気外科的処置を行うために用いられる。 まず本発明のＤＣレギュレータ１０について説明する。その説明の後で本発明 の増幅器１００について、更に本発明のエネルギー回収回路９０について説明す る。最後に組織インピーダンスコントローラ１０９（図９）について説明する。 組織インピーダンスコントローラは感知された組織の状態に応じて組織へのエネ ルギーの流れを制御するためのものであり、これにより外科処置の効果が向上す る。 本発明の特徴の一つとして、ＤＣレギュレータ１０（図３）によって電源１２ からの入力ＤＣ電圧が、最初のＤＣ電圧よりも高い、若しくは低い出力ＤＣ電圧 に変換される点がある。ＤＣレギュレータ１０により、この変換は高い効率にて 行われ、電磁波干渉の放射は大幅に低減され、公知の電気外科用発生装置と比較 して少ない数のより小型の要素の使用が可能となる。 ＤＣレギュレータ１０は、ＤＣ電源１２と直列接続された入力インダクタ１６ 、増幅回路１００と直列接続された入力インダクタ１８、及びエネルギー伝送回 路２０を備える。エネルギー伝送回路２０は、蓄積コンデンサ２４、入力インダ クタ１６と蓄積コンデンサ２４との間の第１の接点２８を、電源１２に電流が戻 る経路３０に対して交互に接続（スイッチの閉状態）、切断（スイッチの開状態 ）するためのスイッチ２６(例、絶縁ゲートバイポーラトランジスタ)、及び、蓄 積コンデンサ２４と出力インダクタ１８との間の第２の接点３４を、電源が戻る 経 路３０に対して交互に接続(ダイオードが順方向にバイアスされる)、切断（ダイ オードが逆方向にバイアスされる）するためのダイオード３２を備える。ＤＣレ ギュレータ１０の出力部を横切って濾過コンデンサ３６が接続されている。 スイッチ２６が開いている間、ダイオード３２は正方向にバイアスされ、コン デンサ２４は、入力電流リプル及び放射ＥＭＩを低減させる入力インデューサ１ ６を通じて充電される。スイッチ２６が閉じている間、コンデンサ２４はダイオ ード３２を横切って接続され、ダイオード３２は逆方向にバイアスされる。コン デンサ２４は出力インダクタ１８及び増幅器１００を通じて放電する。出力イン ダクタ１８により出力電流リプル及び放射ＥＭＩは低減される。この後スイッチ ２６を開いてダイオード３２を順方向にバイアスし、入力インダクタ１６を介し てコンデンサ２４を再充電し、スイッチングサイクルが繰返される。 以上のようにしてＤＣレギュレータ１０はエネルギーを電源１２から増幅器１ ００に容量的に伝送する。エネルギーの容量的伝送は、従来の電気外科用発生装 置において用いられる誘導的エネルギー伝送と比較して、単位大きさ的、単位重 量的な観点から見て大幅に効率的である。例えば、容量が１マイクロファラドで あるコンデンサを５０Ｖに充電した場合、蓄積されたエネルギーは１．２５ｍＪ であり、これは自己インダクタンスが２．５ｍＨであるインダクタに１Ａの電流 を流した場合のエネルギーに等しい。しかし１マイクロファラド、５０Ｖのコン デンサの大きさは２．５ｍＨ、１Ａのインダクタよりも大幅に小さい。更に容量 的なエネルギー伝送は、インダクタの抵抗による発熱のために伝送エネルギーの 損失が比較的大きい誘導的なエネルギー伝送と比較してより効率的である。 ＤＣレギュレータ１０からのＤＣ出力電圧は、電源１２からのＤＣ入力電圧と 比較して高い場合も低い場合もあるが、次式に基づいて調整される。すなわち、 Ｖ_出力／Ｖ_入力＝Ｄ／Ｄ' ただし、 Ｖ_出力はＤＣ出力電圧であり、 Ｖ_入力はＤＣ入力電圧であり、 Ｄはスイッチ２６が閉じている部分時間（スイッチ２６が閉じられている時 間を、スイッチが１回閉じられ、2回目に閉じられるまでの間の１サイクルの時 間にて割ったもの）であり、 Ｄ'はスイッチが開いている部分時間（Ｄ'＝１−Ｄ）である。 これにより、出力電圧を、Ｄ＜０．５の場合には入力電圧よりも低く(ステッ プダウン変換)、Ｄ＞０．５の場合には入力電圧よりも高く（ステップアップ変 換）調整することが可能である。 コントローラ７０は、上式に基づいてスイッチ２６を開放(インピーダンスを 小さくするようにトランジスタをバイアスする)、閉鎖(インピーダンスを大きく するようにトランジスタをバイアスする)することにより出力電圧を調整する。 図３のコントローラ７０は、ノード３８における出力電流を検知し、スイッチ２ ６の衝撃係数を調整することにより電流フィードバック制御を行って、ＤＣレギ ュレータ１０の電圧及び／または電流を予め決められた範囲内に維持して外科処 置における所望の効果を得る。 スイッチにおけるエネルギーの放散は、スイッチ２６を挟んで電圧がほぼ０で あり、電圧の変化率がほぼ０である場合にコントローラ７０がスイッチ２６を閉 鎖することによって大幅に低減される。これによりスイッチ２６に電圧が印加さ れるのと同時にスイッチ２６に電流が流れることが防止される。電圧が０である こうした条件下においてスイッチ２６が作動し得る周波数は、出力インダクタ１ ８及び増幅器１００を通じてコンデンサ２４が速やかに放電するように蓄積コン デンサ２４及びインダクタ１６、１８を選択することによって大きくすることが 可能である。 別の一実施形態においては、入力インダクタ１６及び／または出力インダクタ １８内の電流リプルは、インダクタ１６とインダクタ１８とを電磁的に結合する ことにより更に低減される。 電磁結合３９は磁心に両インダクタを巻き付けることによって与えられる。結 合されたインダクタを使用することにより、エネルギーは蓄積コンデンサ２４を 通じ(すなわち、電場によって)、結合されたインダクタ３９を直接通じて(すな わち、磁場によって)、電源から負荷に伝送される。磁心内の全ＤＣ磁化電流は 入力電流と出力電流との和である。インダクタ１６、１８の巻数比及び結合係数 はインダクタの、両方ではなく、いずれか一方において電流リプルが０に低減さ れるように選択される。 電気外科においては、電源と組織／出力負荷１１との間にＤＣ絶縁を設けるこ とが有利である。こうした絶縁は、例として組織／出力負荷１１の抵抗の値の幅 が大きいことにより有利である(ほぼ０から無限大の間の値を有する)。本発明で はこうした絶縁を容易に実現することが可能である。ここで図４を参照すると、 電源１２と増幅回路１００との間の絶縁、及び、出力、入力電流における電流リ プルの更なる低減の両方を達成する実施形態が示されている。図３の蓄積コンデ ンサ２４を２個のコンデンサ４０及び４２に分割し、これらの間に絶縁変圧器４ ４を配置することによって絶縁が与えられる。絶縁変圧器４４は第１の巻線４６ と第２の巻線４８とを備える。一方のコンデンサ４０は入力インダクタ１６及び 第１の巻線４６に対して直列に接続される。他方のコンデンサ４２は出力インダ クタ１８及び第２の巻線４８に対して直列に接続される。 インダクタ１６及び１８と絶縁変圧器４４とは入力及び出力電流リプルを低減 させるため、参照符号５０に示されるように電磁的に結合することが可能である 。一定の条件下で入力、出力電流リプルの両方を０に減少させることが可能であ る。入力電流リプルは次式に基づいて０に減少させることが可能である。すなわ ち、 ＬｅＩ＝ＬＩ１[Ｎ２／Ｎ１−１] ただし、 ＬｅＩは入力インダクタの漏れインダクタンスであり、 Ｎ１は入力インダクタ１６の巻数であり、 Ｎ２は出力インダクタ１８の巻数であり、 ＬＩ１は入力インダクタ１６の自己インダクタンスである。 ここで入力インダクタの巻数であるＮ１を出力インダクタの巻数であるＮ２に ほぼ等しくすることにより入力リプル電流を０に減少させることが可能である。 一実施例においては、入力電流リプルを低減させるうえで、Ｎ１とＮ２とはおお よそ等しければよい。 出力電流リプルは以下の条件下において０に減少させることが可能である。す なわち、 Ｌｅ２＝ＬＩ１（Ｎ２／Ｎ１）²[Ｎ２／Ｎ１−１] ただし、 Ｌｅ２は出力インダクタ１８の漏れインダクタンスであり、 Ｎ１は入力インダクタ１６の巻数であり、 Ｎ２は出力インダクタ１８の巻数であり、 ＬＩ１は入力インダクタ１６の自己インダクタンスである。 ここでやはり同様にＮ２をＮ１にほぼ等しくすることにより出力リプル電流を 低減させることが可能である。やはり、一実施例においては出力リプル電流を低 減させるためにはＮ１とＮ２とをおおよそ等しくするだけよい。 本発明の別の特徴の一つとして、ＤＣレギュレータ１０からのＤＣ出力電圧を 、組織１１に供給される高周波出力信号に変換するための改良された増幅器１０ ０を備える点がある。 ここで図５を参照すると、増幅器１００は、入力電流リプルを低減させるため の入力インダクタ６２、入力インダクタ６２に直列に接続された共振回路６４、 及び、増幅器１００の電流が戻る経路６８を入力インダクタ６２と共振回路６４ との間の接続線に対して交互に接続(閉鎖)、切断（開放）するためのトランジス タスイッチ６６を備える。 共振回路６４は通常、インダクタ７２、コンデンサ７４、及び組織１１のイン ピーダンスを含む。コントローラ７０は、スイッチ６６を開放(インピーダンス が小さくなるようにトランジスタをバイアスする)、閉鎖（トランジスタが大き くなるようにトランジスタをバイアスする）することにより増幅器１００の高周 波 出力電圧の周波数及び大きさを調整する。増幅器１００のためのコントローラ７ ０は、スイッチ６６を調整するための簡単な振動回路やより複雑なフィードバッ クコントローラを備える場合もある。 スイッチコントローラ７０によってスイッチ６６が周期的に作動されるのにし たがって、ＤＣレギュレータからの入力信号はスイッチング周波数に応じた出力 信号に変換される。出力信号の大きさ及び周波数は、スイッチ６６の衝撃係数を 調整することにより、すなわち、共振回路６４が充電されるのに要する時間の、 共振回路が充電され放電が完了するまでの全時間に対する比の値を調整すること により調整される。スイッチ６６が閉じられている間において、スイッチ６６に 跨った電圧はほぼ０であり、入力電流は入力インダクタ６２を通じて地面に流れ る。入力インダクタ６２はほぼ定常の電流の供給源として機能する程度に充分に 大きい。スイッチ６６が開かれると入力電流は共振回路６４を通じて流れる。共 振回路６４の過渡応答はインダクタ７２、コンデンサ７４、及び組織インピーダ ンス１１が直列に接続されて形成される減衰した２次システムの応答である。共 振回路６４内のエネルギーは組織インピーダンス１１の抵抗要素を挟んだ共振過 渡現象において放散される。増幅器１００と組織インピーダンス１１との間にお いて絶縁変圧器７６、ＤＣ濾過コンデンサ７８及び８０によりＤＣ絶縁が与えら れる。 共振回路６４において、スイッチ６６の閉鎖とほぼ同時にスイッチに電圧が０ であり電圧の変化率が０である減衰応答が与えられるようにインダクタ７２及び コンデンサ７４を選択することによって増幅器１００の効率は高められる。更に スイッチ６６に並列に接続された逆並列ダイオード６７によりゼロ電圧スイッチ ングが可能となる。スイッチが開いているか閉じているかに関わらずスイッチ６ ６の負の電流に対して逆並列ダイオード６７はオンされ、上記のゼロ電圧スイッ チングはより容易かつ自動的に維持される。 以上のようにしてスイッチ６６に跨って電圧が印加されるのと同時にスイッチ ６６に電流が流れることが防止されることによりスイッチ６６におけるエネルギ ーの放散はほとんどなくなる。スイッチの閉鎖とほぼ同時のスイッチ６６におけ る電圧の変化率が０であることにより組織インピーダンスの範囲（２次応答の範 囲）は大きくなり、これに対してゼロ電圧スイッチングが得られる。 本発明の別の一特徴に基づけば、出力変圧器の作動条件を感知することが可能 である。感知巻線８１を使用してコントローラ７０に電圧信号８２を送ることで こうした光学的感知を行うことが可能である。 本発明の更なる別の一特徴に基づけば、電気外科用発生装置はエネルギーの組織 への供給効率を向上させるためのエネルギー回収回路を備える。エネルギー回収 回路は通常、少なくとも１個のエネルギー蓄積装置（例、コンデンサ、インダク タ、またはこれらの組み合わせ）と電気外科用発生装置において電気エネルギー の蓄積及び放出を交互に行う少なくとも１個のスイッチ（例、バイポーラトラン ジスタ、絶縁ゲートバイポーラトランジスタ、電界効果トランジスタ）とを備え る。 図６を参照すると、インダクタンスＬを有する誘導的蓄積手段１５６とキャパ シタンスＣを有する容量的蓄積手段１５４とを備えたエネルギー回収回路１５０ が示されている。これらの蓄積手段は両方とも電気エネルギーを蓄積するための ものである。更に回路１５０は、電圧Ｖを有するＤＣ電源１５２と患者を表す、 インピーダンスＺを有する抵抗負荷１５８を含む。外科処置を行う際には、エネ ルギー回収回路１５０は第１のスイッチ１６０が閉じられ、インダクタ１５６に １/２ＬＩ²のエネルギーが蓄積された状態となる。Ｉはインダクタ１５６に流れ る電流である。第１のスイッチ１６０が開くとインダクタ１５６はダイオード１ ６６の作用によりコンデンサ１５４にエネルギーを伝送する。ダイオード１６６ に電流が流れている場合、第２のスイッチ１６２は閉じられていてもよい。第２ のスイッチ１６２が開いている場合、回路１５０に残っているエネルギーの全て は熱としては放散されずにコンデンサ１５４に蓄えられる。更なるエネルギー供 給サイクルが開始される際、コンデンサ１５４の電圧Ｖ_cが測定され、インダク タ１５６には電流が流れる。ここで ただし、Ｖ_Rは患者１５８の実効電圧、 τはエネルギー供給サイクルの周期である。 したがって回路１５０から放散されずにコンデンサ１５４に蓄えられたエネル ギーは、熱として放散されずに次のエネルギー供給サイクルで使用される。 ここで図７を参照すると、図５の増幅器１００と組み合わされたエネルギー回 収回路９０の実施形態が示されている。図５におけるエネルギー回収回路９０の 増幅器１００と組み合わされた使用は、あくまでエネルギー回収回路９０の動作 を説明することを目的としたものであって、その使用を増幅器１００との組み合 わせに限定するものではない。エネルギー回収回路９０は、トランジスタスイッ チ９２、エネルギー蓄積インダクタ９６、及び、増幅器１００に対して直列に、 エネルギー蓄積インダクタ９６に対して並列に接続されたダイオード９４を備え る。コントローラ７０はスイッチ９２を調整し、エネルギー回収回路９０と増幅 器１００との間においてエネルギーの蓄積、放出が選択的に行われる。 既に述べたように、特定の電気外科的処置を行うために増幅器１００により組 織インピーダンス１１に供給される出力信号の過渡応答は減衰２次システムの過 渡応答である。共振回路６４内の電力はバースト信号として組織に伝送されるが 、このバースト信号はインダクタ７２、コンデンサ７４、及び、組織１１のイン ピーダンスによって定まる時定数の時間で消失する。増幅器１００からのバース ト信号が終わる点において、組織１１に伝送されなかったエネルギーは発生装置 内に通常残り、熱として放散される。 このエネルギー損失を防止するため、コントローラ７０がスイッチ９２を開き 、エネルギー蓄積インダクタ９６を通じて電流が流れることにより増幅器１００ 内にエネルギーの一部を蓄積する。バースト信号が終わる点において、コントロ ーラ７０によって増幅器スイッチ６６が開かれると、コントローラ７０はスイッ チ９２を閉じ、エネルギー蓄積インダクタ９６、ダイオード９４、及びスイッチ ９２をつなぐ閉回路に蓄積されたエネルギーが捕らえられる。（コントローラ７ ０が増幅器スイッチ６６を閉じた後の）次のバースト信号の間において、コント ローラ７０はスイッチ９２を開き、これによりエネルギー蓄積インダクタ９６内 に残っているエネルギーは増幅器１００に伝送される。スイッチ９２を跨いで逆 並列ダイオード９３を配置することによりスイッチ９２における電力の放散は最 小に抑えられる。逆並列ダイオード９３はスイッチ９２に負の電圧が加えられた 場合にオンされ、スイッチ９２のゼロ電圧スイッチングを得ることを助ける。 以上のようにしてエネルギー回収回路９０と増幅器１００との間においてエネ ルギーの蓄積及び放出が選択的に行われ、組織へのエネルギーの伝送効率が高め られる。エネルギー回収回路９０によりパルスの終端において電流発生器の出力 が速やかに減衰されるという更なる利点が得られる。 図８ａ及び図８ｂを参照する。発明者は、電気外科的な処置が行われている組 織の構造から組織の分布インピーダンスモデルを得ることが可能であると考える 。より詳細には、組織４００のインピーダンス３００は抵抗３１０とキャパシタ ンス３２０とを含む。一般的に組織４００は、細胞４０４、４０５、及び液４０ ２を含む。組織抵抗３１０は液４０２を通じた電流経路によって形成される。組 織キャパシタンス３２０は、細胞内の導電性液４１０の周囲を電気絶縁する効果 を与える細胞膜４０８によって形成される。細胞膜は参照符号４０６にて示され るように組織４００に充分な電圧が加えられると破裂する。参照符号４０６にて 示されるように細胞膜が破裂すると、短絡３３０にて示されるように細胞膜４０ ６の容量的効果は大幅に低減し、組織４００のインピーダンス３００の抵抗性は 大きくなり容量性は小さくなる。液４０２の一部が気化する程度に充分なエネル ギーが組織４００に与えられると組織４００のインピーダンス３００は更に変化 し、これにより更なる抵抗３４０にて示されるように抵抗が大きくなる。加熱に よるタンパク質の変性、再形成などの効果によりインピーダンス３００は更に変 化する。 一定の時間にわたって組織のインピーダンスを測定し、細胞膜の修復が行われ る場合にその程度を調べることが可能であることが更に示されている。例として 、電気外科用のエネルギーによって破壊されなかった細胞は、約１ミリ秒から１ 秒の時間で、細胞膜に形成された穴を小さいものであれば閉鎖することが可能で ある。電気外科用エネルギーが供給される間、またはエネルギーの供給と供給と の間において組織のインピーダンスの変化及び変化率を測定することにより、組 織の状態及び外科処置の効果に関する情報が得られる。 図９を参照すると、本発明の別の一特徴に基づく電気外科用発生装置において 使用される組織インピーダンスコントローラ１０９が示されている。組織インピ ーダンスコントローラ１０９は、発生装置回路１１０、インピーダンス測定装置 １３０、及び、インピーダンス測定装置に対応するコントローラ１２０を備える 。発生装置回路１１０は、組織に対して作用せられ、電気外科的な効果を与える 高周波パルスを合成する。インピーダンス測定装置１３０は、組織１１のインピ ーダンスを測定する。コントローラ１２０は測定された組織インピーダンス１１ 及びインピーダンスの変化率に応じて発生装置回路１００を制御し、電気外科処 置の効果を向上させる。 図９に示された一実施形態においては、電気外科用のパルスとパルスとの間に おいて測定される。コントローラ１２０は電気外科用のパルス間にて発生装置回 路１１０を制御し、インピーダンス測定装置１３０において用いられる予め決め られた測定信号が組織に送られる。インピーダンス測定装置１３０は組織１１の インピーダンスを（組織に加えられた電圧信号を組織に流れる電流にて割ること により）測定する。コントローラ１２０は、測定されたインピーダンス、及び／ または測定されたインピーダンスの変化率を予め決められた時間にわたって分析 し、組織１１の現在の状態が調べられる。コントローラ１２０は現在の組織の状 況を所望の外科的効果と比較し、電流発生器回路１１０を制御して所望の効果を 得る。 別の一実施形態においては、組織のインピーダンスは電気外科用パルス間にお いて周期的あるいは連続的に測定される。インピーダンス測定装置１３０は、発 生装置回路１１０によって電気外科的な効果を得るために合成される信号とは異 なる周波数を有する予め決められた電圧を組織１１に加える。インピーダンス測 定装置１３０は予め決められた周波数で組織１１に流れる電流を測定して組織１ １のインピーダンスを求め、これにより組織の状態を調べる。コントローラ１２ ０は測定された組織の状態に応じて発生装置回路１１０を制御し、所望の外科的 効果を得る。 本発明のＤＣレギュレータ１０、増幅器１００、及びエネルギー回収回路９０ は本発明の発生装置回路１１０においてそれぞれ有利に使用される。ＤＣレギュ レータ１０及び増幅器１００により、コントローラ１２０が測定された組織のイ ンピーダンス１１に応じて、周波数、大きさ、パルス幅などの出力信号の特性を 速やかに変化させることが可能である。エネルギー回収回路９０は、パルスの終 わりにおいて発生装置回路１１０内に残ったエネルギーを効果的に捕捉し、これ により発生装置回路１１０からの出力信号は速やかに減衰され、組織１１へのイ ンピーダンス測定信号の速やかな出力が可能となる。エネルギー回収回路９０に よりパルス間においてより迅速かつ正確に組織インピーダンス１１を測定するこ とが可能である。 以上本発明の様々な実施形態を詳細に説明してきたが、当業者により本発明の 更なる改良及び適用が想到されるであろうことは自明である。しかしこうした改 良及び適用は本発明の精神及び範囲に含まれることは了解されなくてはならない 。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】平成１０年７月２日（１９９８．７．２） 【補正内容】 請求の範囲 １．組織の外科的処置において使用されるための出力信号を得るための電気外科 用発生装置であって、 ａ）電源からの第１のＤＣ信号を予め決められた電圧を有する第２のＤＣ信号 に変換するためのＤＣレギュレータ手段であって、 前記第１のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための誘導性入力手段と、 エネルギーを蓄積及び放出するための容量性エネルギー蓄積手段と、 前記容量性エネルギー蓄積手段を前記第１のＤＣ信号にて充電することと前記 容量性エネルギー蓄積手段を放電させて前記第２のＤＣ信号を発生することとを 交互に行うためのスイッチ手段と、 前記第２のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための誘導性出力手段とを備え る前記ＤＣレギュレータ手段と、 ｂ）前記第２のＤＣ信号を予め決められた周波数を有する前記出力信号に変換 するための増幅器手段と、 ｃ）前記予め決められた電圧及び前記予め決められた周波数の内の少なくとも いずれか一方を得るために、前記ＤＣレギュレータ手段及び前記増幅器手段に制 御信号を供給するためのコントローラ手段と、を含む電気外科用発生装置。 ２．前記誘導性入力手段及び前記誘導性出力手段の内の一方において電流リプル を大幅に低減させるために前記誘導性入力手段と前記誘導性出力手段とを電磁的 に結合する芯材料を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の電気外科用発生 装置。 ３．前記容量性エネルギー蓄積手段は、 第１のコンデンサと、 第２のコンデンサと、 第２のＤＣ信号の電流から第１のＤＣ信号の電流を遮蔽するための絶縁変圧器 手段とを備えることを特徴とする請求項１に記載の電気外科用発生装置。 ４．前記絶縁変圧器手段は、前記第１のコンデンサ、前記誘導性入力手段、及び 前記電源に直列に接続される１次巻線と、前記第２のコンデンサ、前記誘導性出 力手段、及び前記増幅器手段に直列に接続される２次巻線とを有することを特徴 とする請求項３に記載の電気外科用発生装置。 ５．前記誘導性入力手段及び前記誘導性出力手段において電流リプルを大幅に低 減させるために、前記絶縁変圧器手段と前記誘導性入力手段と前記誘導性出力手 段とを電磁的に結合する芯材料を更に含むことを特徴とする請求項３に記載の電 気外科用発生装置。 ６．前記スイッチ手段は、 前記誘導性入力手段と前記容量性エネルギー蓄積手段との間の接合点を前記電 源の回帰電流経路に接続するトランジスタと、 前記容量性エネルギー蓄積手段と前記誘導性出力手段との間の接合点を前記回 帰電流経路に接続するダイオードとを有することを特徴とする請求項１に記載の 電気外科用発生装置。 ７．前記スイッチ手段は、 前記容量性蓄積手段と前記誘導性出力手段との間の接合点を前記回帰電流経路 に接続するトランジスタを含む請求項１に記載の電気外科用発生装置。 ８．前記スイッチ手段は、 前記誘導性入力手段と前記容量性エネルギー蓄積手段との間の接合点と、前記 電源の回帰電流経路との間において両方向に電流が流れることを可能にするスイ ッチング手段と、 前記容量性蓄積手段と前記誘導性出力手段との間の接合点と、前記回帰電流経 路との間において両方向に電流が流れることを可能にするスイッチング手段とを 備えることを特徴とする請求項１に記載の電気外科用発生装置。 ９．前記スイッチング手段は１個以上のトランジスタからなることを特徴とする 請求項８に記載のシステム。 １０．前記増幅器手段は、 前記第２のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための増幅器入力インダクタと 、 前記組織に接続可能な共振回路であって、前記増幅器入力インダクタに直列に 接続され、インダクタとコンデンサとを含む前記共振回路と、 前記増幅器手段の電流回帰経路と、前記入力インダクタと前記共振回路との間 の接合点との接続、切断を交互に行うことにより出力信号を得るための増幅器ス イッチ手段とを備える請求項１に記載の電気外科用発生装置。 １１．前記増幅器スイッチ手段による前記接続の前に、前記増幅器スイッチ手段 に加えられる電圧がほぼ０であり、該増幅器スイッチ手段に加えられる電圧の瞬 間的な変化率がほぼ０であるように前記共振回路の前記インダクタと前記コンデ ンサとが選択され、これにより前記増幅器スイッチ手段によるエネルギーの放散 が大幅に低減されることを特徴とする請求項１０に記載の電気外科用発生装置。 １２．前記出力信号のエネルギーの蓄積、開放を選択的に行うために、前記増幅 器スイッチ手段に電気的に接続されたエネルギー回収手段を更に備えることを特 徴とする請求項１に記載の電気外科用発生装置。 １３．組織の外科的処置において使用されるための出力信号を得るための電気外 科用発生装置であって、 ａ）電源からの第１のＤＣ信号を予め決められた電圧を有する第２のＤＣ信号 に変換するためのＤＣレギュレータ手段と、 ｂ）前記第２のＤＣ信号を予め決められた周波数を有する前記出力信号に変換 するための増幅器手段であって、 前記第２のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための入力インダクタと、 前記組織に接続可能な共振回路であって、前記増幅器入力インダクタに直列に 接続され、インダクタとコンデンサとを含む前記共振回路と、 前記増幅器の電流回帰経路と、前記入力インダクタと前記共振回路との間の接 合点との接続、切断を交互に行うためのスイッチ手段とを備えた前記増幅器手段 と、 ｃ）前記予め決められた電圧及び前記予め決められた周波数の少なくともいず れか一方を得るためのコントローラ手段とを含む電気外科用発生装置。 １４．前記スイッチ手段による前記接続の前に、前記スイッチ手段に加えられる 電圧がほぼ０であり、該スイッチ手段に加えられる電圧の瞬間的な変化率がほぼ ０であるように前記共振回路の前記インダクタと前記コンデンサとが選択され、 これにより前記スイッチ手段によるエネルギーの放散が大幅に低減されることを 特徴とする請求項１０に記載の電気外科用発生装置。 １５．前記スイッチ手段はトランジスタを含むことを特徴とする請求項１３に記 載の電気外科用発生装置。 １６．前記出力信号のエネルギーの蓄積、放出を選択的に行うための、前記共振 回路に電気的に接続されたエネルギー回収手段を更に含むことを特徴とする請求 項１３に記載の電気外科用発生装置。 １７．前記誘導性入力手段は第１の巻数を有し、前記共振回路の前記インダクタ は第２の巻数を有し、前記第１の巻数は前記第２の巻数にほぼ等しいことを特徴 とする請求項１３に記載の電気外科用発生装置。 １８．前記エネルギー回収手段は、 前記共振回路に接続されるエネルギー蓄積手段と、 前記コントロール手段に接続されるエネルギー回収スイッチング手段であって 、前記共振回路からの余剰エネルギーを前記エネルギー回収蓄積手段に流すこと と該余剰エネルギーを前記増幅器手段に戻すこととを交互に行うための前記エネ ルギー回収スイッチング手段とを含むことを特徴とする請求項１２に記載の電気 外科用発生装置。 １９．前記エネルギー蓄積手段はインダクタであることを特徴とする請求項１８ に記載の電気外科用発生装置。 ２０．前記スイッチング手段はトランジスタであることを特徴とする請求項１８ に記載の電気外科用発生装置。 ２１．前記エネルギー回収手段は、 前記共振回路に接続されるエネルギー蓄積手段と、 前記コントロール手段に接続されるエネルギー回収スイッチング手段であって 、前記共振回路からの余剰エネルギーを前記エネルギー回収蓄積手段に流すこと と該余剰エネルギーを前記増幅器手段に戻すこととを交互に行うための前記エネ ルギー回収スイッチング手段とを含むことを特徴とする請求項１６に記載の電気 外科用発生装置。 ２２．前記エネルギー蓄積手段はインダクタであることを特徴とする請求項２１ に記載の電気外科用発生装置。 ２３．前記スイッチング手段はトランジスタであることを特徴とする請求項２１ に記載の電気外科用発生装置。 ２４．予め決められた周波数の出力信号を負荷に送信する、電気外科用発生装置 用のエネルギー回収回路であって、 前記負荷に接続される第１及び第２のエネルギー蓄積手段と、 前記出力信号の１サイクル分を前記負荷に向けて流し、該出力信号の未使用の エネルギーを前記第１のエネルギー蓄積手段に電荷として流すことと、該電荷を 前記第２の電圧蓄積手段へ伝送することとを交互に行う第１のスイッチング手段 と、 第１のスイッチング手段と共に、前記第２のエネルギー蓄積手段から出力信号 の次のサイクルへの電荷の伝送を開始する第２のスイッチング手段とを含むエネ ルギー回収回路。 ２５．前記第１及び第２のエネルギー蓄積手段は前記負荷に対して並列に接続さ れることを特徴とする請求項２４に記載のエネルギー回収回路。 ２６．前記第１のエネルギー蓄積手段はインダクタであり、前記第２のエネルギ ー蓄積手段はコンデンサであり、前記負荷は組織であることを特徴とする請求項 ２５に記載のエネルギー回収回路。 ２７．前記インダクタ、負荷、およびコンデンサに接続される正のノードと、前 記第１のスイッチング手段に接続される負のノードとを有する第１のダイオード と、 前記コンデンサに接続される正のノードと、前記周期的電圧源に接続される負 のノードとを有する第２のダイオードとを更に含むことを特徴とする請求項２６ に記載のエネルギー回収回路。 ２８．前記負荷は組織であることを特徴とする請求項２４に記載のエネルギー回 収回路。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．組織の外科的処置において使用されるための出力信号を得るための電気外科 用発生装置であって、 ａ）電源からの第１のＤＣ信号を予め決められた電圧を有する第２のＤＣ信号 に変換するためのＤＣレギュレータ手段であって、 前記第１のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための誘導性入力手段と、 エネルギーを蓄積及び放出するための容量性エネルギー蓄積手段と、 前記容量性エネルギー蓄積手段を前記第１のＤＣ信号にて充電することと前記 容量性エネルギー蓄積手段を放電させて前記第２のＤＣ信号を発生することとを 交互に行うためのスイッチ手段と、 前記第２のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための誘導性出力手段とを備え る前記ＤＣレギュレータ手段と、 ｂ）前記第２のＤＣ信号を予め決められた周波数を有する前記出力信号に変換 するための増幅器手段と、 ｃ）前記予め決められた電圧及び前記予め決められた周波数の内の少なくとも いずれか一方を得るためのコントローラ手段と、を含む電気外科用発生装置。 ２．前記誘導性入力手段及び前記誘導性出力手段の内の一方において電流リプル を大幅に低減させるために前記誘導性入力手段と前記誘導性出力手段とを電磁的 に結合する芯材料を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の電気外科用発生 装置。 ３．前記容量性エネルギー蓄積手段は、 第１のコンデンサと、 第２のコンデンサと、 第２のＤＣ信号の電流から第１のＤＣ信号の電流を遮蔽するための絶縁変圧器 手段とを備えることを特徴とする請求項１に記載の電気外科用発生装置。 ４．前記絶縁変圧器手段は、前記第１のコンデンサ、前記誘導性入力手段、及び 前記電源に直列に接続される１次巻線と、前記第２のコンデンサ、前記誘導性出 力手段、及び前記増幅器手段に直列に接続される２次巻線とを有することを特徴 とする請求項３に記載の電気外科用発生装置。 ５．前記誘導性入力手段及び前記誘導性出力手段において電流リプルを大幅に低 減させるために、前記絶縁変圧器手段と前記誘導性入力手段と前記誘導性出力手 段とを電磁的に結合する芯材料を更に含むことを特徴とする請求項３に記載の電 気外科用発生装置。 ６．前記スイッチ手段は、 前記誘導性入力手段と前記容量性エネルギー蓄積手段との間の接合点を前記電 源の回帰電流経路に接続するトランジスタと、 前記容量性エネルギー蓄積手段と前記誘導性出力手段との間の接合点を前記回 帰電流経路に接続するダイオードとを有することを特徴とする請求項１に記載の 電気外科用発生装置。 ７．前記スイッチ手段は、 前記容量性蓄積手段と前記誘導性出力手段との間の接合点を前記回帰電流経路 に接続するトランジスタを含む請求項１に記載の電気外科用発生装置。 ８．前記スイッチ手段は、 前記誘導性入力手段と前記容量性エネルギー蓄積手段との間の接合点と、前記 電源の回帰電流経路との間において両方向に電流が流れることを可能にするスイ ッチング手段と、 前記容量性蓄積手段と前記誘導性出力手段との間の接合点と、前記回帰電流経 路との間において両方向に電流が流れることを可能にするスイッチング手段とを 備えることを特徴とする請求項１に記載の電気外科用発生装置。 ９．前記スイッチング手段は１個以上のトランジスタからなることを特徴とする 請求項８に記載のシステム。 １０．前記増幅器手段は、 前記第２のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための増幅器入力インダクタと 、 前記増幅器入力インダクタに直列に接続され、インダクタ、コンデンサ、及び 前記組織とを含む共振回路と、 前記増幅器手段の電流回帰経路と、前記入力インダクタと前記共振回路との間 の接合点との接続、切断を交互に行うことにより出力信号を得るための増幅器ス イッチ手段とを備える請求項１に記載の電気外科用発生装置。 １１．前記増幅器スイッチ手段による前記接続の前に、前記増幅器スイッチ手段 に加えられる電圧がほぼ０であり、該増幅器スイッチ手段に加えられる電圧の瞬 間的な変化率がほぼ０であるように前記共振回路の前記インダクタと前記コンデ ンサとが選択され、これにより前記増幅器スイッチ手段によるエネルギーの放散 が大幅に低減されることを特徴とする請求項１０に記載の電気外科用発生装置。 １２．前記出力信号のエネルギーの蓄積、開放を選択的に行うために、前記増幅 器スイッチ手段に電気的に接続されたエネルギー回収手段を更に備えることを特 徴とする請求項１に記載の電気外科用発生装置。 １３．組織の外科的処置において使用されるための出力信号を得るための電気外 科用発生装置であって、 ａ）電源からの第１のＤＣ信号を予め決められた電圧を有する第２のＤＣ信号 に変換するためのＤＣレギュレータ手段と、 ｂ）前記第２のＤＣ信号を予め決められた周波数を有する前記出力信号に変換 するための増幅器手段であって、 前記第２のＤＣ信号の電流リプルを低減させるための入力インダクタと、 前記入力インダクタに直列に接続され、インダクタ、コンデンサ、及び前記組 織を含む共振回路と、 前記増幅器の電流回帰経路と、前記入力インダクタと前記共振回路との間の接 合点との接続、切断を交互に行うためのスイッチ手段とを備えた前記増幅器手段 と、 ｃ）前記予め決められた電圧及び前記予め決められた周波数の少なくともいず れか一方を得るためのコントローラ手段と、を含む電気外科用発生装置。 １４．前記スイッチ手段による前記接続の前に、前記スイッチ手段に加えられる 電圧がほぼ０であり、該スイッチ手段に加えられる電圧の瞬間的な変化率がほぼ ０であるように前記共振回路の前記インダクタと前記コンデンサとが選択され、 これにより前記スイッチ手段によるエネルギーの放散が大幅に低減されることを 特徴とする請求項１０に記載の電気外科用発生装置。 １５．前記スイッチ手段はトランジスタを含むことを特徴とする請求項１３に記 載の電気外科用発生装置。 １６．前記出力信号のエネルギーの蓄積、放出を選択的に行うための、前記共振 回路に電気的に接続されたエネルギー回収手段を更に含むことを特徴とする請求 項１３に記載の電気外科用発生装置。 １７．前記誘導性入力手段は第１の巻数を有し、前記共振回路の前記インダクタ は第２の巻数を有し、前記第１の巻数は前記第２の巻数にほぼ等しいことを特徴 とする請求項１３に記載の電気外科用発生装置。