JP2002523173A

JP2002523173A - 生体組織の処置用のプラズマアークを発生する高周波装置

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Publication number: JP2002523173A
Application number: JP2000567145A
Authority: JP
Inventors: ハインツリンデンマイヤー、; カールファステンマイヤー、
Original assignee: ハインツリンデンマイヤー、; カールファステンマイヤー、
Priority date: 1998-09-01
Filing date: 1999-09-01
Publication date: 2002-07-30
Anticipated expiration: 2019-09-01
Also published as: EP1109503A1; DE59914978D1; DE19839826A1; WO2000012019A1; US6565558B1; EP1109503B1; JP4340011B2

Abstract

(57)【要約】内部抵抗（８）を有する高周波発生器（３）を有し、該高周波発生器（３）には可撓性リード（１０）によって電極（４）が接続され、該電極（４）を用いて、前記高周波発生器（３）に同様に電気的に接続された生体組織（１）と前記電極（４）との間のプラズマセグメント（６）にプラズマアーク（５）を生成する、特に医療における前記生体組織（１）の処置用の前記プラズマアーク（５）を発生する高周波装置において、前記高周波発生器（３）には高周波電圧電源（７）が設けられ、該高周波電圧電源（７）には、直列に配列された容量性の作用を有する第１リアクタンス素子（９ａ）及び誘導性の作用を有する第２リアクタンス素子（９ｂ）から成る共振回路（２）が接続され、該共振回路（２）は、前記高周波電圧電源（７）によって発せられる高周波振動の周波数の共振周波数を有し、前記プラズマアーク（５）を発生するための電圧は、前記第１又は第２リアクタンス素子（９ａ、９ｂ）から取り出されるような、高周波装置である。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】本発明は、請求項１の前文に従った、生体組織の処置用のプラズマアークを発
生する高周波装置に関する。

【０００２】この種類の高周波装置は、ＤＥ−ＯＳ３７１０４８９号、ＥＰ０３５３
１７８Ａ２号、及びＷＯ９３／０１７５８号の特許に開示されている。人体の
組織の表面を、様々なガスから成る媒体内で処置できる。周囲領域のガスよりも
電離電界強度が低い、ガスの集結させたビームを組織に向けることにより、プラ
ズマビームの空間配置を改良できることが多い。

【０００３】プラズマビームの発生に必要な高周波エネルギーの供給に関しては、あらゆる
ケースにおいて、２つの基本的な問題点がある。第１に、プラズマビームが使用
中に消えた後、及び最初にオンにされる際、プラズマビームを確実に点孤する必
要がある。第２に、点孤されたプラズマビームのＨＦ電流強度を、特定の医学的
用途に適した強度となるように、調整可能とすべきである。

【０００４】後者の問題は、ＤＥ−ＯＳ３７１０４８９号及びＥＰ０３５３１７８
Ａ２号において広範囲にわたって評価されており、プラズマに供給されるエネル
ギーを調整及び制御するための非常に複雑な装置によって解決されている。この
制御されたシステムは、組織に電気エネルギーを送るよう、出力発振器がその共
振周波数で放電するように、所定の周波数で出力発振器を荷電するＨＦドライバ
回路から成る。周波数分割器により、出力発振器に送られるフィーダ又はドライ
バのパルスの印加及び持続時間を制御するための、周波数信号が得られる。従っ
て、ＨＦドライバ回路は、複雑な制御回路内にスイッチ機能を有する。そのよう
な装置が、プラズマビームの点孤電圧よりも実質的に高い電極電圧を用いて確実
に点孤を行うためには、ドライバのパルスが比較的長い時間持続するよう調整す
ることが必須である。制御システムによるプラズマの点孤後、強度を、制御シス
テムの時定数によって予め定められた短時間で、医学的用途に適したレベルに調
整しなければならない。

【０００５】従って、本発明の目的は、簡単な回路による、請求項１の前文に従ったプラズ
マアークを発生する高周波装置の改良である。

【０００６】この目的は、請求項１の特徴を有する高周波装置によって達成される。

【０００７】本回路を用いると、プラズマが非点孤状態にある場合は、電極の高周波電圧は
プラズマアークの点孤に必要なレベルよりもかなり高く、プラズマが点孤状態に
ある場合には、プラズマ内の高周波電流は特定の医学的用途に適した強度を有す
ると同時に、プラズマアークが使用中に消えた場合には、電極の高周波電圧が、
再び、プラズマアークの点孤に必要なレベルよりも高いレベルに上昇し、自動的
に再点孤される。

【０００８】本発明に従った解決法の実質的な長所は、付加的な制御回路を備えず、故に、
技術的に複雑な追加をしなくても、電極と、プラズマアークが組織に入ることを
意図される点との間に、安定且つ正確に制御可能なプラズマセグメントを維持す
ることができる。その結果、この方法は、組織の隣接部位を熱によって損傷する
リスクが大きいために以前はＨＦ手術を使用できなかった、別の用途（例えば、
神経外科の領域及び食道粘膜の病変）にも適切となる。

【０００９】別の実質的な長所は、提案される解決法を用いると、制御のための実効抵抗が
必要ないので、本質的に全ての高周波エネルギーが、組織で又は組織内部で熱に
変換されるという事実にある。これにより、大きな冷却面や、通風装置（これは
臨床的な状況では非常に望ましくない）による積極的な冷却の必要がなくなり、
装置の複雑さ及びサイズ並びに使用中のエネルギー消費の点で、かなりの節約と
なる。従って、この装置は、臨床的な用途に、より好ましいものとなる。

【００１０】図面に示されている本発明の例示的な実施形態を、以下に詳細に述べる。

【００１１】まず、図１の構造を参照して、本発明の作用を述べる。

【００１２】この構造は、高周波電圧電源７及び内部抵抗８から成る高周波発生器３を有す
る。この、周期的な高周波振動を発する高周波発生器３には、第２リアクタンス
素子９ｂ及び第１リアクタンス素子９ａから成る直列回路が接続されている。第
１リアクタンス素子９ａで発生される（増幅される）共振電圧は、内部抵抗８に
よって導入される制動抵抗と組み合わせた、２つのリアクタンス素子における不
可避の損失に比例する。この電圧の振幅が、電極４と人体組織１との間でのプラ
ズマアーク５の点孤に必要な振幅よりも大きければいつでも、プラズマアーク５
は瞬時に生じる。

【００１３】プラズマセグメント６のアーク降下電圧は、点孤電圧よりも低いことが知られ
ている。プラズマ電流によって生じる共振構造の制動により、プラズマ電流の点
孤が確立された後では、プラズマ電流強度は、非常に大きく、高周波電圧電源７
の電圧、第２リアクタンス素子９ｂの値、並びに第１リアクタンス素子９ａ及び
第２リアクタンス素子９ｂの制動に依存する。

【００１４】故に、共振周波数において内部抵抗８を、第１リアクタンス素子９ａ及び第２
リアクタンス素子９ｂのリアクタンスと比較して小さくすることが好ましい。

【００１５】無視し得るほど小さな、低インピーダンスの内部抵抗８、及び、プラズマ電流
による制動と比較すれば無視し得る第１リアクタンス素子９ａ及び第２リアクタ
ンス素子９ｂにおける減衰損失の特殊なケース、並びに、プラズマアーク５のア
ーク降下電圧が点孤電圧よりも実質的に低いケースでは、高周波電圧電源７の電
圧がプラズマアーク５のアーク降下電圧よりも実質的に大きい場合、プラズマ電
流は主に第２リアクタンス９ｂの大きさによって決定される。

【００１６】本発明と関連する顕著な長所は、手術中の操作によってプラズマアークが消え
た際に、瞬時に再点孤されることである。その理由は、プラズマ電流が消え、そ
れによって生じる共振構造の制動がなくなると、第１リアクタンス素子９ａ及び
プラズマセグメント６における電圧が、共振の弱い制動中に存在するレベルに戻
るまで上がり、その結果、プラズマセグメントが独立して再点孤されることであ
る。従って、この目的のための制御装置は必要ない。

【００１７】アークが消えた後の再点孤に要する時間は、全体的な制動が小さい場合にはオ
ペレータが知覚可能な時間と比べて非常に短い、高周波振動の僅かなサイクルと
同程度の大きさである。

【００１８】本発明の別の長所は、高周波発生器が正弦波電圧を発する必要はないという事
実にある。電圧は単に周期的であって、共振回路２の共振周波数において認識可
能な帯域成分を含んでいればよい。それにも関わらず、共振回路２は、選択度に
よって可能な範囲では、おおむね正弦波の共振ループ内の電流を生じ、これによ
って患者電流を生じる。

【００１９】図２ａ乃至図２ｃには、下流に共振回路２を有する高周波発生器３の様々な好
ましい実施例が示されている。

【００２０】図２ａでは、第１リアクタンス素子９ａは、リードから電極４と周囲、特に人
体組織１との間に存在する実効キャパシタンス１８と並列に配置された分路コン
デンサ２０の形態をとる。第２リアクタンス素子９ｂとしてはインダクタ２１が
用いられ、インダクタ２１は実物の内部抵抗８と共に共振条件を満たす。内部抵
抗８に無効分が設けられているケースでは、共振回路２はこの内部抵抗８と共に
、この構造の本質を変えない僅かに異なる周波数で共振条件を満たす。

【００２１】安全性の理由で、高周波発生器３には接地接続が設けられている。安全規制は
更に、患者がハウジング接地接続から電気的に分離されていることを要求する。
従って、図２ａでは、電気的ショックに対する保護のためのコンデンサ３１が示
されているが、それらのキャパシタンスは高周波の挙動に影響しないほど大きく
されている。従って、後続の図面の全てにそれらを示すことはしない。

【００２２】図２ｂに示されている構造では、直列インダクタ２１と並列に、直列インダク
タ２１の内部キャパシタンスとして作用可能な、又は微調整の目的で挿入された
、直列コンデンサ２２がある。

【００２３】図２ｃに示されている本発明の好ましい実施形態では、全体として誘導作用を
有する第１リアクタンス素子９ａを構成するために、分路コンデンサ２０と並列
に、しばしば不可避であるか又は同調のために用いられるインダクタ１９が挿入
されている。これは、インダクタが並列分岐に置かれているので、片側を接地接
続できるという長所と関連している。次に、第２リアクタンス素子９ｂはコンデ
ンサの形態をとる。人体組織１と高周波発生器３の接地接続１１との間は接続さ
れ、接地電位にある。

【００２４】図３に示されている、本発明の別の好ましい実施形態では、共振回路２の必須
の要素は、高周波発生器３のハウジング内に配置されている。これらの要素は、
プラズマセグメント６と並列のインダクタ１９を含む。高周波発生器３の外側に
配置されている第１リアクタンス素子９ａの唯一の部分は、実効キャパシタンス
１８、即ち、リード１０からプラズマセグメント６までのキャパシタンスである
。

【００２５】図４ａは、電極リード１０が絶縁されていない場合に、プラズマが点孤されて
、プラズマアーク５に隣接する、組織の望ましくない場所へと伝わり得る問題を
示している。この状況は、図４ａの矢印によって示されている。従って、本発明
の好ましい実施形態では、電極リード１０は、絶縁層２３で覆われた同軸シール
ド導体１３で囲まれている。これは図４ｂに示されている。ここでは、破線の矢
印は、この構造の使用中に生じる順方向電流及び戻り電流１７を示している。同
軸シールド導体１３は、リード１０と人体組織１との間でプラズマアークが生じ
るのを防止する。プラズマ電流は、人体組織１内の組織電流として、患者と接触
している外部ＨＦ接地電極１２へと流れ、高周波発生器３へと戻るように伝導さ
れる。シールド導体の外皮上を、手術に影響しない電流が流れる。このようにし
て、プラズマアーク５は、確実に電極４と人体組織１との間だけに形成される。

【００２６】或る種の手術では、プラズマアーク５の戻り電流が、人体組織１を通る制御さ
れていない拡散経路に沿って外部ＨＦ接地電極１２へと流れると、損傷が生じ得
る。そのようなケースでは、同軸シールド導体１３へと向かって人体組織１内を
通る局所的に制限された戻り電流の伝導に関連して、プラズマアーク５の形成の
空間的な選択度に関して、同軸シールド導体１３の末端部に、人体組織１と導電
接触する内蔵型のＨＦ接地電極１４を設けることが好ましい。図４ｃには、対応
する構造が示されている。戻り電流１７は、手術部位の直近の周辺部に局所的に
制限され、同軸シールド導体１３の内部に沿って流れて戻る。

【００２７】本発明の更なる好ましい適用例は、手術部位に向けられる希ガス流２４の供給
との組み合わせにおいて明白である。図４ｄに示されるように、ガス用の導管は
、好ましくは、同軸シールド導体１３内のキャビティで構成できる。希ガス流２
４を与えることにより、電離エネルギーは大きく低減され、その結果、プラズマ
セグメント６の点孤電圧も実質的に低くなり、希ガス流の外側では電離が生じな
い。適切な希ガスの一例は、多くの用途があるアルゴンである。プラズマアーク
５の発生を支援するために適切に配置されるように末端部に与えられる希ガス流
２４により、プラズマアーク５の空間的な広がりに関する高い選択度が可能とさ
れる。

【００２８】同じ理由から、図４ｃに示されているような構造では、希ガス流２４は図４ｅ
に示されるように同軸シールド導体１３内を流れる。或いは、希ガス流は中空の
内部リードを通ってもよい。

【００２９】一方、図４ｆに示されている、電極への単極リードを有する構造では、同軸シ
ールド導体１３は用いられず、代わりに絶縁管３８を用い、希ガス流２４は絶縁
管３８の内側を通って電極４に向かう。

【００３０】図５ａに示されている好ましい実施形態では、コンデンサバッテリー３９は、
例えば、５０ｐＦ、１００ｐＦ、及び２００ｐＦのコンデンサで構成され、一方
、バッテリー４０のキャパシタンスは１６ｐＦ、１１６ｐＦ、及び２１６ｐＦで
あり、コンデンサ１８は２５０ｐＦのキャパシタンスを有し、インダクタ１９は
約５００μＨの値を有し、高周波発生器は３３０ｋＨｚの周波数で動作する。高
周波電圧電源７によって生じる電圧は４０Ｖから３００Ｖの範囲内に調整され、
人体組織１からの電極４の距離を１ｍｍから約２５ｍｍとして手術を行うことが
できる。

【００３１】図５ａ及び図５ｂでは、手術中の共振条件及びプラズマ電流の強度を調整する
ための様々な手段が示されている。図５ａに示されている１つの特に好ましい構
造では、第１コンデンサバッテリー３９及び第２コンデンサバッテリー４０が設
けられており、直列コンデンサ２２の場合には第１スイッチ４１でありコンデン
サ２８用には第２スイッチ４２であるスイッチを用いて、各バッテリーから適切
なキャパシタンスを選択できる。スイッチの位置及びこれによってキャパシタン
スを適切に組み合わせることにより、並列インダクタ１９の所与のインダクタン
ス値に対して、高周波電圧電源７の周波数の共振条件、及び、高周波電圧電源７
の所与の電圧におけるプラズマアーク５の強度の両方が調整される。

【００３２】別の可能性として、図５ｂでは、第２リアクタンス素子９ｂは直列インダクタ
２１の形態をとり、その場合、第１スイッチ４１はインダクタバッテリー４３か
ら所望のインダクタンスを選択する。第１リアクタンス素子９ａは、第２スイッ
チ４２を用いてコンデンサバッテリー４０から適切なコンデンサ２８を選択する
ことによって選択される。

【００３３】多くの場合、プラズマアークを発生する高周波装置を構成するために設けられ
る高周波発生器４４は、他の用途にも使用可能なように設計されている。この場
合には、複数の電圧比のうちの１つの選択を可能にする変圧器２９が設けられて
おり、第１スイッチ４１によって電圧比が選択される、図６ａに示されている構
造を用いるのが好ましい。そして、第１コンデンサバッテリー３９から直列コン
デンサ２２を選択するために、第２スイッチ４２が用いられる。使用可能な唯一
の高周波電圧電源が高インピーダンスＨＦ電流電源１５である場合は、低インピ
ーダンス内部抵抗８を用いて、それを高周波電圧電源７に変換できる。これは図
６ｂに示されているように、共振変圧回路４７を用いて行われる。そして、この
図では番号３で示されている高周波発生器は、結果として、低インピーダンス内
部抵抗８を有する高周波電圧電源７を構成する。

【００３４】本発明で用いられる信号の形状は、周期性の前提条件のみを満足する。本発明
の特別な長所として、プラズマアークが消えると、この事象は別様では存在する
共振回路の制動をなくすので、電極４と人体組織１との間の電圧降下が、可能な
限り最短の時間で点孤電圧を超えるように増大することを述べた。この長所を達
成するための制御装置（例えば、電流導通角の調整）は必要ない。

【００３５】図７に示されている実施形態では、高周波発生器３は、ＤＣ電圧電源２５及び
、複数のスイッチングトランジスタ２７を有する相補形回路４８で構成されてい
る。スイッチングトランジスタ２７はプッシュ−プル動作を有し、パルス発生器
３０によってトリガされる。２つのトランジスタは、交互に、完全導通及び完全
遮断となり、純粋な切換モードで動作する。その結果、それらの共通のソース電
極１６では、平均値がＤＣ電圧電源２５の電圧の半分に等しい、矩形の電圧波形
が生じる。この矩形波は、第１リアクタンス素子９ａ及び第２リアクタンス素子
９ｂで構成される共振回路２に直接送られる。

【００３６】構造全体を自励発振器として構成可能なように、パルス発生器３０のパルスは
電流減結合器２６によって進路を分けられ、複数のスイッチングトランジスタ２
７を同期させてトリガする。共振回路２の周波数選択動作により、直列共振回路
は、矩形波電圧の基本周波数の正弦波電流だけを許容する。回路全体が正しく調
整されている場合には、各スイッチングトランジスタ２７は、共振回路電流４９
が０を通過する時に切換えられる。トランジスタは純粋な切換モードで動作し、
各トランジスタは、印加された電圧が残存電圧にまで低下した場合にのみ電流を
伝導するので、これは特に損失が低い構造である。

【００３７】所定の固有周波数を有する高周波発生器３を用いた場合、第１リアクタンス素
子９ａ及び第２リアクタンス素子９ｂで構成される共振回路２の共振周波数は、
高周波発生器３の周波数と一致するよう同調されなければならない。これは、図
８に示されるように、第１リアクタンス素子９ａを自動的に調整することにより
可能である。この目的で、電流減結合器２６に接続された振幅指示器３２によっ
て、共振回路内の電流が測定され、共振回路電流４９の強度を調整して最大にす
るために調整器３３が用いられる。

【００３８】図９は、本発明の好ましい実施形態において、プラズマアーク５の電流の強度
も調整可能な方法を示す。これは、患者電流減結合器３７及び患者電流指示器３
４を、患者電流設定点送信器３６によって設定点の値が同時に与えられる患者電
流調整器３５と組み合わせることによってなされる。第２リアクタンス素子９ｂ
及び高周波電圧電源７の出力電圧を調整することにより、プラズマ電流が所望の
レベル、即ち、設定点送信器３６によって規定される値に設定される。

【００３９】第２リアクタンス素子９ｂとして固定コンデンサを選択することにより、図５
ａ及び図６ａに示されている特に簡単な方法で、プラズマアーク５の電流を所望
の強度に調整することも可能であり、高周波電圧電源７の出力電圧を調整するこ
とにより、調整を、慣性なしにすることができる。高周波電圧電源の、慣性なし
の調整は、例えば、図７に従った構造において、ソース電極１６の高周波矩形波
電圧が調整され、その結果、プラズマアーク５の電流の強度も慣性なしで調整さ
れるように、自明の方法でＤＣ電圧電源２５の電圧を慣性なしで調整することに
よって実行可能である。

【００４０】この状況では、高周波発生器３の周波数に対する共振回路２の共振周波数の調
整も、慣性なしにすることが特に好ましいことが示される。これは、例えば、図
１０に示されるように、第１リアクタンス素子９ａを調整することにより、好ま
しく達成できる。ここでは、同調の目的で、素子９ａは不変インダクタ要素１９
ａと可変インダクタ１９ｂとに分割されている。この、共振の慣性なしの同調の
ための可変インダクタ１９ｂは、図８及び図９に従った構造にも同様に用いるこ
とができる。図１１に示されるように、インダクタ１９ｂの変形は、例えば、可
変の透磁率５２を有するフェライト磁心を予め磁化することによって達成できる
。この予備磁化は、予備磁化ヨーク５４に補助され、予備磁化巻線５３を通る予
備磁化電流５５の流れによって変わる。可変の予備磁化電流５５は、自明の方法
で構成される可変ＤＣ電圧電源５６によって調整され、調整器３３によって制御
される。このように第１リアクタンス素子９ａ又は適切な場所では第２リアクタ
ンス素子９ｂとしても機能するよう構成された素子は、高周波振動のひずみを生
じずに、高レベルのエネルギーを貯えるという長所を有する。

【００４１】図１２には、図９を参照して説明したように、プラズマ電流の強度が同調及び
調整される構造が示されている。高周波発生器はスイッチングトランジスタ２７
を有するので、図７に示されている構造と類似している。しかし、この例では、
スイッチングトランジスタ２７は、自己起動形発振器４５で好ましくトリガされ
る。従って、高周波発生器３の振動を誘導する上での問題を回避できる。プラズ
マ電流の強度は、調整可能な主電源ユニット５０の電圧を変えることにより、第
２リアクタンス素子９ｂ内のコンデンサを切換えることにより、又はこれらの両
方の手段により制御可能である。共振の慣性なしの調整は、インダクタの磁気コ
アの予備磁化によって、第１リアクタンス素子９ａのインダクタンスを変えるこ
とにより、好ましく達成される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施形態に従った、プラズマアークを発生する高周波装置を示す図
である。

【図２ａ】コンデンサ及び電極リードのキャパシタンスで構成されるリアクタンス素子９
ａ並びにインダクタから成るリアクタンス素子９ｂを有する、図１に従った高周
波装置を示す図である。

【図２ｂ】直列誘導リアクタンス素子９ｂを有する、図１に従った高周波装置を示す図で
ある。

【図２ｃ】並列インダクタンスと並列キャパシタンスとの並列配線及び電極−リード間キ
ャパシタンスによって構成されるリアクタンス素子９ａ、並びに、第２リアクタ
ンス素子９ｂとしての直列コンデンサを有する、図１に従った高周波装置を示す
図である。

【図３】高周波発生器のハウジング内に配置された、第２リアクタンス素子９ｂとして
の直列コンデンサを有する、図２ｃに従った高周波装置を示す図である。

【図４ａ】患者及び電極に関して単極となるよう設計された、手術部位への絶縁リードを
有する、図３に従った高周波装置を示す図である。

【図４ｂ】絶縁層を有する、高周波に適した方法で接地された同軸シールドケーブルから
成る、電極へのリードを有する、図３に従った高周波装置を示す図である。

【図４ｃ】末端部に、同軸シールドケーブルを人体組織に電気的に接続する内蔵型設置電
極を有するリードを有する、図３に従った高周波装置を示す図である。

【図４ｄ】図４ｂに従ったリードと、同軸シールドケーブル内を通って電極及び人体組織
の手術部位へと送られる希ガス流とを有する、図３に従った高周波装置を示す図
である。

【図４ｅ】図４ｃに従ったリードと、同軸シールドケーブル内を通って電極及び人体組織
の手術部位へと送られる希ガス流とを有する、図３に従った高周波装置を示す図
である。

【図４ｆ】図４ａに従ったリードを有するが、電極及び人体組織の手術部位へと流れる希
ガスが内部を通るリードを囲む絶縁管を有する、図３に従った高周波装置を示す
図である。

【図５ａ】第１コンデンサバッテリー及び第２コンデンサバッテリーを有する、図３に従
った高周波装置を示す図である。

【図５ｂ】図２ａに従った高周波装置であるが、コンデンサバッテリーとインダクタのバ
ッテリーとを有する高周波装置を示す図である。

【図６ａ】選択可能な電圧比を有する変圧器を有する高周波装置を示す図である。

【図６ｂ】高抵抗ＨＦ電流電源及び共振変圧器によって構成される、低い内部抵抗を有す
る高周波発生器を有する高周波装置を示す図である。

【図７】スイッチとして動作するスイッチングトランジスタを有する相補形トランジス
タステージによって、高周波電圧電源及び内部抵抗が構成される、図３に従った
高周波装置を示す図である。

【図８】指定された周波数に設定された発生器及び共振回路を有する、図１に従った高
周波装置を示す図である。

【図９】患者電流減結合器、患者電流指示器、及び下流の患者電流調整器によって、プ
ラズマ電流を医療用途に必要なレベルに調整できる、図８に従った高周波装置を
示す図である。

【図１０】調整可能な第１リアクタンス素子９ａを有する、図８又は図９に従った高周波
装置を示す図である。

【図１１】図８乃至図１０に従った構造の共振を慣性なしで同調するための可変インダク
タの一例を示す図である。

【図１２】プラズマ電流の強度の同調及び調整を有する構造の一例を示す図である。

【符号の説明】

１人体組織２共振回路３高周波発生器４電極５プラズマアーク６プラズマセグメント７高周波電圧電源８内部抵抗９ａ第１リアクタンス素子９ｂ第２リアクタンス素子１０電極へのリード１１接地接続１２外部ＨＦ接地電極１３同軸シールドリード１４内蔵型ＨＦ接地電極１５高インピーダンスＨＦ電流電源１６ソース電極１７順方向電流及び戻り電流１８実効キャパシタンス１９並列インダクタ１９ａインダクタ要素１９ｂ可変インダクタ２０並列コンデンサ２１直列インダクタ２２直列コンデンサ２３絶縁層２４希ガス流２５ＤＣ電圧電源２６電流減結合器２７スイッチングトランジスタ２８適切なコンデンサ２９変圧器３０パルス発生器３１対電気ショック保護用コンデンサ３２振幅指示器３３調整器３４患者電流指示器３５患者電流調整器３６患者電流設定点送信器３７患者電流減結合器３８絶縁管３９第１コンデンサバッテリー４０第２コンデンサバッテリー４１第１スイッチ４２第２スイッチ４３インダクタのバッテリー４４プリセットＨＦ発生器４５自己起動形発振器４６電圧減結合器４７共振変圧回路４８切換えられるトランジスタのエンドステージ４９共振回路電流５０調整可能な主電源ユニット５１矩形波ＨＦ電圧５２可変の透磁率を有するフェライト磁心５３予備磁化巻線５４予備磁化ヨーク５５予備磁化電流５６可変ＤＣ電圧電源

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１２年９月６日（２０００．９．６）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】請求項１

【補正方法】変更

【補正内容】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ファステンマイヤー、カールドイツ連邦共和国デー−81739 ミュンヘンパゼッティヴェーク２Ｆターム(参考） 4C060 KK50

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】内部抵抗（８）を有する高周波発生器（３）を有し、該高周
波発生器（３）には可撓性リード（１０）によって電極（４）が接続され、該電
極（４）を用いて、前記高周波発生器（３）に同様に電気的に接続された生体組
織（１）と前記電極（４）との間のプラズマセグメント（６）にプラズマアーク
（５）を生成する、特に医療における前記生体組織（１）の処置用の前記プラズ
マアーク（５）を発生する高周波装置において、前記高周波発生器（３）には高周波電圧電源（７）が設けられ、該高周波電圧電源（７）には、直列に配列された容量性の作用を有する第１リ
アクタンス素子（９ａ）及び誘導性の作用を有する第２リアクタンス素子（９ｂ
）から成る共振回路（２）が接続され、該共振回路（２）は、前記高周波電圧電源（７）によって発せられる高周波振
動の周波数の共振周波数を有し、前記プラズマアーク（５）を発生するための電圧は、前記第１又は第２リアク
タンス素子（９ａ、９ｂ）から取り出されることを特徴とする、プラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２】前記第１及びは第２リアクタンス（９ａ、９ｂ）が、共振周
波数において略同一の大きさを有し、前記プラズマセグメント（６）が、少なくとも部分的に前記２つのリアクタン
ス素子の第１のリアクタンス素子（９ａ）と並列に配置され、前記リアクタンス（９ａ、９ｂ）の大きさが、一方で、前記プラズマアークが
消えるような状態で、共振の結果、前記プラズマセグメント（６）における前記
高周波電圧が前記プラズマアーク（５）の点孤に必要な電圧と少なくとも等しく
なり、他方で、前記プラズマアーク（５）が存在する状態で、前記プラズマセグ
メント（６）の導通によって共振が制動されるように、前記高周波電圧電源（７
）の電圧振幅と一致し、前記リアクタンスの大きさと該リアクタンスの損失との組み合わせが、前記プ
ラズマセグメント（６）における医療用途に適した高周波電流強度を決定することを特徴とする、請求項１に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波
装置。
【請求項３】前記プラズマアーク（５）を発生するための電圧が取り出さ
れる前記共振回路（２）の前記第１リアクタンス素子（９ａ）が、一方で、少な
くとも１つのコンデンサ（２０）のキャパシタンス及び前記電極リード（１０）
と前記電極（４）との間に存在する前記キャパシタンス（１８）によって構成さ
れ、他方で、前記組織（１）が接地電極（１２）によって前記共振回路（２）に
接続され、リードが前記共振回路（２）を前記接地電極（１２）に接続することを特徴とする、請求項１又は２に記載のプラズマアーク（５）を発生する
高周波装置。
【請求項４】前記発生器の電流の電流導通角が略一定であることを特徴とする、請求項１乃至３の１つに記載のプラズマアーク（５）を発
生する高周波装置。
【請求項５】前記高周波電圧電源（７）の前記内部抵抗（８）が、前記共
振回路（２）の共振周波数における前記第１リアクタンス素子（９ａ）及び前記
第２リアクタンス素子（９ｂ）のリアクタンスよりも実質的に小さいことを特徴とする、請求項１乃至４の１つに記載のプラズマアーク（５）を発
生する高周波装置。
【請求項６】前記人体組織（１）が、接地電位にある高周波発生器（３）
の接続部に接続され、前記共振回路（２）の前記第１リアクタンス素子（９ａ）が、前記電極（４）
が接続された前記リード（１０）とコンデンサ（２）とが並列に配置された回路
によって構成され、前記リード（１０）及び前記電極（４）によって構成される共通実効キャパシ
タンス（１８）と前記並列コンデンサ（２０）とが、直列インダクタ（２１）と
して実施される前記第２リアクタンス素子（９ｂ）のリアクタンスと等しい負の
値を有するリアクタンスを構成することを特徴とする、請求項１乃至５の１つに記載のプラズマアーク（５）を発
生する高周波装置。
【請求項７】前記第２リアクタンス素子（９ｂ）が、並列配置されたイン
ダクタ（２１）及びコンデンサ（２２）から成る誘導性のリアクタンス素子とし
て実施され、前記リード（１０）及び電極（４）によって構成される前記共通実効キャパシ
タンス（１８）並びに前記コンデンサ（２０）が、前記インダクタ（２１）及び
コンデンサ（２２）の並列構造によって実施される前記第２リアクタンス素子（
９ｂ）のリアクタンスと等しい負の値を有するリアクタンスを構成することを特徴とする、請求項６に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波
装置。
【請求項８】前記共振回路（２）の前記第１リアクタンス素子（９ａ）が
、前記電極（４）が取り付けられる前記リード（１０）とインダクタ（１９）と
の並列構造によって構成され、前記リード（１０）及び前記電極（４）によって構成される前記共通実効キャ
パシタンス（１８）と、前記インダクタ（１９）とが、直列コンデンサ（２２）
として実施される前記第２リアクタンス素子（９ｂ）のリアクタンスと等しい負
の値を有するリアクタンスを構成することを特徴とする、請求項２乃至５の１つに記載のプラズマアーク（５）を発
生する高周波装置。
【請求項９】前記組織（１）が、患者と接触する接地電極（１２）によっ
て、接地電位にある前記高周波発生器（３）のコネクタに接続されることを特徴とする、請求項８に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波
装置。
【請求項１０】患者及び手術部位の前記電極（４）への前記電極リード（
１０）が、絶縁された単極導体として構成されることを特徴とする、請求項１乃至９の１つに記載のプラズマアーク（５）を発
生する高周波装置。
【請求項１１】前記患者及び前記手術部位の前記電極（４）への前記電極
リード（１０）が、前記組織との接触から保護する外部絶縁層（２３）を有する
同軸シールド導体（１３）を有する同軸ケーブルの前記内部導体として構成され
、前記同軸シールド導体（１３）が、前記患者と接触する前記接地電極（１２）
に接続されることを特徴とする、請求項９に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波
装置。
【請求項１２】前記患者及び前記手術部位の前記電極（４）への前記電極
リード（１０）が、前記組織との接触から保護する外部絶縁層（２３）を有する
同軸シールド導体（１３）を有する同軸ケーブルの前記内部導体として構成され
、前記同軸シールド導体（１３）が、一端部を、接地電位にある前記高周波発生
器（３）の前記コネクタに接続され、手術部位の直近の他端部に、前記シールド
導体（１３）と導電接触し前記組織（１）の一領域と接触することにより前記組
織（１）に電気的に接続可能な接地電極（１４）を有することを特徴とする、請求項１乃至１１の１つに記載のプラズマアーク（５）を
発生する高周波装置。
【請求項１３】前記プラズマアーク（５）の高い空間的選択度を達成する
ために、低い電離電界強度を有する好ましくはアルゴンガス流である希ガス流（
２４）が、前記同軸シールド導体内の前記内部導体内又は前記同軸シールド導体
と平行な管内を前記希ガスが通って手術部位へとガイドされるように、処置され
る前記組織に送られることを特徴とする、請求項１乃至１２の１つに記載のプラズマアーク（５）を
発生する高周波装置。
【請求項１４】プラズマアーク（５）の様々な電流強度を選択するために
、キャパシタンス（２２）として実施される前記第２リアクタンス素子（９ｂ）
が、コンデンサの第１のグループ（３９）から第１スイッチ（４１）によって適
切に選択され、共振条件を満足するために、前記電極（４）が取り付けられた前記リード（１
０）の実効キャパシタンス（１８）及び前記並列インダクタ（１９）が、コンデ
ンサの第２のグループ（４０）から第２スイッチ（４２）によって選択される適
切なコンデンサ（２８）と並列に接続されることを特徴とする、請求項７乃至１３の１つに記載のプラズマアーク（５）を
発生する高周波装置。
【請求項１５】プラズマアーク（５）の様々な電流強度を選択するために
、直列インダクタ（２１）として実施される第２リアクタンス素子（９ｂ）が、
インダクタの第１のグループ（４３）から第１スイッチ（４１）によって適切に
選択され、共振条件を満足するために、前記電極（４）が取り付けられた前記リード（１
０）の実効キャパシタンス（１８）が、コンデンサのグループ（３９）から第２
スイッチ（４２）によって選択される適切なコンデンサ（２８）と並列に接続さ
れることを特徴とする、請求項６又は請求項８乃至１３の１つに記載のプラズマア
ーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１６】他の用途のためにも設計された高周波発生器（４４）に、
複数の選択可能な電圧比の設定を有する変圧器（２９）が接続され、該変圧器（２９）に、電圧比を予め選択するための第１スイッチ（４１）が接
続されることを特徴とする、請求項１乃至１５の１つに記載のプラズマアーク（５）を
発生する高周波装置。
【請求項１７】高インピーダンスＨＦ電流電源（１５）及び、該高インピ
ーダンスＨＦ電流電源を低インピーダンス内部抵抗（８）を有する高周波電圧電
源（７）に変換する共振変圧回路（４７）を特徴とする、請求項１乃至１６の１つに記載のプラズマアーク（５）を発生
する高周波装置。
【請求項１８】前記高周波発生器（３）が、好ましくは矩形波である周期
的な信号波形と、特に同軸ケーブルの特性インピーダンスと同程度の大きさであ
る低い内部抵抗（８）とを有する高周波電圧電源（７）によって構成されることを特徴とする、請求項１乃至１７の１つに記載のプラズマアーク（５）を
発生する高周波装置。
【請求項１９】矩形波信号を有する前記高周波発生器（３）が、並列に配
列されたＤＣ電圧電源（２５）とプッシュ−プルモードで動作する複数のスイッ
チングトランジスタ（２７）から成る相補形回路とによって構成され、前記スイッチングトランジスタ（２７）がパルス発生器（３０）によってトリ
ガされ、該パルス発生器（３０）が共振回路電流の測定のために電流減結合器（
２６）によって同期され、このように構成される前記高周波発生器（３）の出力電圧が、前記スイッチン
グトランジスタ（２７）の前記共通ソース電極（１６）に印加されることを特徴とする、請求項１８に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周
波装置。
【請求項２０】前記高周波発生器（３）が所定の固有周波数を有し、前記２つのリアクタンス素子の少なくとも１つの調整によって前記共振回路（
２）の共振を調整可能な調整装置が存在することを特徴とする、請求項１乃至１９の１つに記載のプラズマアーク（５）を
発生する高周波装置。
【請求項２１】前記第１リアクタンス素子（９ａ）を調整することによっ
て生じる前記共振回路（２）の共振が、前記共振回路（２）の回路内に電流減結合器（２６）が存在し、反結合された電流が振幅指示器（３２）に送られて評価され、前記回路内の前記振幅指示器の下流には前記リアクタンス素子（９ａ）を調整
するための調整器（３３）が配置され、該調整器（３３）において、前記振幅指示器（３２）からの信号が、前記共振
回路及びそれに従って前記第１リアクタンス素子（９ａ）における電圧が最大に
設定されるように評価されることによって決定されることを特徴とする、請求項２０に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周
波装置。
【請求項２２】前記調整装置が、前記プラズマアーク（５）の電流及びそ
れに従って患者電流をプリセットするための設定点送信器（３６）を有することを特徴とする、請求項２０又は２１に記載のプラズマアーク（５）を発生
する高周波装置。
【請求項２３】患者電流減結合器（３７）、患者電流指示器（３４）、及
び患者電流調整器（３５）が設けられ、前記第２リアクタンス素子（９ｂ）及び前記高周波電圧電源（７）を前記設定
点送信器（３６）によって指定される値に設定することにより、前記プラズマア
ーク（５）の電流を調整できることを特徴とする、請求項２２に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周
波装置。
【請求項２４】前記２つのリアクタンス素子（９ａ、９ｂ）の少なくとも
１つが、全体的又は部分的に可変インダクタ（１９ｂ）によって構成され、該可変インダクタ（１９ｂ）のインダクタンスは可変の透磁率（５２）を有す
るフェライト磁心の予備磁化によって慣性がないように決定され、前記予備磁化は、予備磁化電流（５５）が流れる予備磁化巻線（５３）によっ
て調整されることを特徴とする、請求項１乃至２３の１つに記載のプラズマアーク（５）を
発生する高周波装置。
【請求項２５】前記可変予備磁化電流（５５）が、制御された可変ＤＣ電
圧電源（５６）によって調整されることを特徴とする、請求項２４に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周
波装置。
【請求項２６】前記高周波電圧電源（７）及び前記共振回路（２）の少な
くとも一部が、特に共振周波数の調整用又はプラズマ電流の強度の調整用の調整
装置と共に、患者の安全を確実にするハウジング内に配置され、該ハウジングには電極（４）が取り付けられたリード（１０）が接続されることを特徴とする、請求項１乃至２５の１つに記載のプラズマアーク（５）を
発生する高周波装置。