JP2015120037A - Ｈｆ外科用ジェネレータ及びｈｆ外科用ジェネレータの作動方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＨＦ外科用ジェネレータの出力信号を急に終わらせることを可能にする。
【解決手段】少なくとも１つの蓄積コンデンサを有する電源と、トランスのような少なくとも１つのエネルギー蓄積を有し、ＨＦ手術器具に送ることのできるＨＦ出力信号を生成する制御可能なスイッチングデバイスとを含むＨＦ外科用ジェネレータに関し、このジェネレータにおいて、フィードバックデバイスがエネルギー蓄積と蓄積コンデンサとの間に設けられ、コントローラが更に使用されており、コントローラは、ＨＦ出力信号を終わらせるときは必ず、少なくとも一部の時間の間フィードバックデバイスに電流を流し、蓄積コンデンサに蓄積されたエネルギーが少なくとも部分的に放出されるように、スイッチングデバイス及びフィードバックデバイスを制御する。
【選択図】図１

Description

本発明は、特許請求項１のプリアンブルに従ったＲＦ外科用ジェネレータと、このようなジェネレータの駆動方法に関する。

ＲＦ外科用ジェネレータが組織の切断及び凝固にますます使用されている。機械的な切開に比べて、切断エッジの止血はＲＦ外科的切開の利点の１つとみなされており、この止血は特に熱凝結によるものである。この場合、凝固ゾーンの深さは主に処置する組織の灌流に依存しており、これにより、ＲＦ外科用ジェネレータによって使用される凝固ゾーンの深さをできるだけ再生可能な態様で調節できることが要求される。このことに併せて、ＲＦ外科用ジェネレータのＲＦ出力信号の形状、特にピーク値対実効値の比が重要である。その結果、振幅を変えたＲＦ電圧（電流）が選択されており、変調は、ＲＦ外科用ジェネレータが単一サイクルと次に続く更に長い休止期間のみを生じることもできるように十分なものである。

他には、ＲＦ外科用ジェネレータができるだけ高効率であることが要求される。なぜなら、効率が低すぎると複雑な冷却手段によって熱損失を取り除かなくてはならないためであり、これは手術室では望ましくないことである。

特許文献１はＲＦ外科用ジェネレータを開示しており、これは、このようなＲＦ外科用ジェネレータに通常設けられるＤＣ電圧電源が２つの動作モードで作動できる、即ち、一方では電力発振器の電源として（従来の方法で）作動でき、他方では電力発振器の電源からＤＣ電圧電源の入力へのエネルギー移動が生じるモードで作動できる、という点で更に高い効率を達成する。この場合、短パルスの整形における大幅な改良は不可能である。

特許文献２は、ここに述べたタイプのＲＦ外科用ジェネレータを開示している。このジェネレータを考慮して、ＲＦ出力信号を終わらせる際にいわば消費物と並列に接続されたオーム抵抗が取り出される。このデバイスの効率は最小である。

独国特許出願公開第１０２ １８ ８９５号明細書 独国特許出願公開第１００ ４６ ５９２号明細書

本発明の目的は、優れた効率と、ＲＦ出力信号の正確かつ迅速な整形を達成できるような方法で、前述のタイプのＲＦ外科用ジェネレータとこのようなジェネレータの駆動方法を提供することである。

この目的は、請求項１に従ったＲＦ外科用ジェネレータ及び請求項１３に従ったこのようなジェネレータの駆動方法によって達成される。

詳細には、この目的はＲＦ外科用ジェネレータによって達成され、このＲＦ外科用ジェネレータは、少なくとも１つの蓄積コンデンサを有する電源と、例えば出力トランスのような少なくとも１つのエネルギー蓄積を有し、ＲＦ手術器具に送ることのできるＲＦ出力信号を生成する制御可能なスイッチングデバイスと、を含み、このジェネレータにおいて、再生デバイスがエネルギー蓄積と蓄積コンデンサとの間に接続されており、制御手段が設けられており、制御手段は、ＲＦ出力信号を終わらせる場合に再生デバイスが少なくとも一部の時間の間通電され、エネルギー蓄積が蓄積コンデンサにおいて少なくとも部分的に放電されるようにスイッチングデバイス及び再生デバイスを制御する。

従って、本発明の本質的な態様では、例えば通常設けられる出力トランスのような通常設けられるダミー要素に蓄積された電気の、即ち同様に磁気のエネルギーがこのエネルギー蓄積から取り出され、よってＲＦ出力信号が直ちにゼロにリセットされる。電源の蓄積コンデンサに送られるこのエネルギーは次に、後に続くＲＦ出力信号に利用可能である。これによって構成の効率が高まる。

エネルギー蓄積から余剰のエネルギーを排出する放電デバイスが設けられる度に、最小の回路を用いた信号制御性の改良が同時になされる。このことを達成するため、オーム負荷による熱エネルギーへの転換も使用して、発振器が確実に消えるのを保証することができる。それでもなお、効率は再生によって大幅に高められたままである。エネルギー蓄積の部分的な放電に続いて残留エネルギーが排出されるように、放電デバイスは制御手段によって制御されることが好ましい。

好適な実施の形態では、エネルギー蓄積は出力トランスを含み、再生デバイスは出力トランスに別個の巻線を含む。このようにして、所望の電圧条件を容易に調節することができる。

制御手段によって制御された電子スイッチを介して再生を行うことができる。あるいは、再生はダイオード線を介して可能であり、エネルギー蓄積はＲＦ出力信号の終了時にこれを介して放電される。

ＲＦ外科用ジェネレータの蓄積コンデンサは、制御素子の介在によって出力トランスの余剰エネルギーを吸収できるように配置されることが好ましい。

再生デバイスは、適切な電圧調節を実行できるようにするためにＤＣ／ＤＣ変換器を含む。この変換器を昇圧チョッパとして構成することができる。

他の実施の形態では、再生デバイスは、入力電圧が電子スイッチによって定電圧に調節される降圧チョッパを含む。回路のこの実施の形態はとりわけ単純である。

少なくとも１つの蓄積コンデンサを有する電源と、出力トランスを有し、ＲＦ手術器具に送ることのできるＲＦ出力信号を生成する制御可能なスイッチングデバイスとを含むＲＦ外科用ジェネレータの駆動方法は、ＲＦ出力信号をオフに切り替えるため、出力トランスに蓄積されたエネルギーが蓄積コンデンサに送られ、蓄積コンデンサに蓄積されることを特徴とする。この方法の利点は前述した通りである。これは、前述の回路の特徴を考慮して明白なこの方法の対応する展開物にも同様にあてはまる。

以下、図面を参照しながら本発明の例示的な実施の形態を更に詳しく説明する。

本発明の第１の実施の形態の回路図である。 本発明の第２の実施の形態の回路図である。 本発明の第３の実施の形態の回路図である。 本発明の第４の実施の形態の回路図である。 信号処理の時間依存図である。 本発明の第５の実施の形態の回路図である。

以下の説明において、同一か又は同一の機能を有する構成要素には同一の参照符号を使用する。

図１は電源１０を含む回路を示しており、ここでは出力に位置するコンデンサＣによってＤＣ／ＤＣ変換器のみが明らかにされている。もちろん、ＡＣ電源からＤＣ／ＤＣ変換器に電力を供給するために追加の変換デバイスが設けられている。

ジェネレータは、発振回路Ｃ_Ｒ及び出力トランスＴ_Ｒの（第１の）巻線Ｗ_１を含み、トランジスタＴ_２を介してコンデンサＣに接続されている。トランジスタＴ_２の制御入力ｂは制御手段２０に接続されており、制御手段２０は従ってトランジスタＴ_２の適切な作動により発振回路Ｃ_Ｒ−Ｗ_１において振動を生じることができ、第２の巻線Ｗ_Ａ及び直列の発振回路Ｌ_Ａ、Ｃ_Ａを介してこの振動を（図示しない）ＲＦ手術器具に出力電圧Ｕ_ａとして送ることができる。

トランスＴ_Ｒの追加の巻線Ｗ_２もコンデンサＣに接続されている、即ち、一方ではダイオードＤ_１及びトランジスタＴ_１を介し、他方では直通のラインを介して接続されている。トランジスタＴ_１の制御入力ａは制御手段２０に接続されている。抵抗器Ｒ及びトランジスタＴ_３を含む直列の回路が追加の巻線Ｗ_２と並列に設けられており、トランジスタＴ_３の制御入力ｃも制御手段２０に接続されている。

以下、図５を参照しながら、図１による回路の機能を説明する。

制御手段２０は起動パルスｎ及びｎ＋１を生成し、これらはトランジスタＴ_２の制御入力ｂに送られる。トランジスタＴ_２を作動させることによって発振回路Ｃ_Ｒ、Ｗ_１に磁場が発生し、出力電圧Ｕ_ａが生じる。

発振回路Ｃ_Ｒ、Ｗ_１の振動を終わらせるために、制御手段２０は、トランジスタＴ_１を介して起動する信号ａを生じる。この結果、追加の巻線Ｗ_２のみがダイオードＤ_１及びトランジスタＴ_１を介してコンデンサＣに接続され、これにより電流Ｉ_１が流れ、この電流はトランスＴ_Ｒに蓄積されたエネルギーをコンデンサＣに移動させる。

比較的短い制御パルスａ（図５参照）に次いで、トランジスタＴ_３が制御手段２０によってトランジスタの制御入力ｃを介してオンにされるため、電流Ｉ_２のみが抵抗器Ｒを流れ、これによりトランスＴ_Ｒからのエネルギーの残余放電が熱エネルギーに変換される。結果として出力電圧Ｕ_ａが完全にゼロに設定され、この場合、出力トランスＴ_Ｒに蓄積された大量のエネルギーが再びコンデンサＣにおいて利用可能になり、後に続く制御パルス（パルスｎ＋１）によるトランジスタＴ_２の起動の際に使用される。

電源１０及び出力回路を考慮して、図２による回路は図１による回路と同一のレイアウトを有する。この回路を参照すると、トランスＴ_Ｒの第１巻線Ｗ_１は、トランジスタＴ_２１を介してコンデンサＣの上極に接続され、トランジスタＴ_２２を介してコンデンサＣの下極に接続されている。２つのトランジスタＴ_２１及びＴ_２２のコレクタ／エミッタラインは、制限のないダイオードによってブリッジされている。

下のトランジスタＴ_２２のコレクタは、ダイオードＤ_３を介してコンデンサＣの上極に接続されている。トランジスタＴ_２１のエミッタはダイオードＤ_２を介してコンデンサＣの下極に接続されており、ダイオードＤ_２は抵抗器Ｒ及びトランジスタＴ_３を含む直列の回路を介してブリッジされている。

図２によるこの回路の機能を説明するために電流路が示されている。

トランジスタＴ_２１及びトランジスタＴ_２２がオンにされると電流路４が生じ、この経路は（パルス状の）出力電圧Ｕ_ａを生じる。（トランスＴ_２１、Ｔ_２２を閉じた後で）この出力パルスを迅速に終わらせるために、トランスＴ_Ｒ内に電流Ｉ_１として含まれるエネルギーがダイオードＤ_２及びＤ_３を介してコンデンサＣに戻される。残留エネルギーを減少させるために、制御手段２０はトランジスタＴ_３を起動させ、これによりトランスＴ_Ｒ内に電流Ｉ_２として含まれる残留エネルギーが電流路６を介して熱エネルギーに変換される。

振動の発生及びトランスＴ_Ｒを考慮して、図３によって示されるレイアウトは図１による回路と同様である。しかし、この構成において、追加の巻線Ｗ_２は、ダイオードＤ_１、コンデンサＣ_Ｈ、インダクタＬ_Ｈ及びもう一つのダイオードＤ_Ｈを含む昇圧チョッパを介してコンデンサＣに接続されている。より具体的に言うと、ダイオードＤ_１及びコンデンサＣ_Ｈからなる直列の回路が、追加の巻線Ｗ_２と並列に設けられている。コイルＬ_Ｈの一方の端部はダイオードとコンデンサの結合点に接続されており、もう一方の端部はダイオードＤ_Ｈを介してコンデンサＣに接続されている。ダイオードＤ_ＨとインダクタＬ_Ｈの結合点は、トランジスタＴ_１を介してコンデンサＣのもう一方の極に接続されている。

また、オーム抵抗器Ｒ及びトランジスタＴ_３を含む直列の回路が追加の巻線Ｗ_２と並列に接続されている。

図５の線図に従って通電が生じる。しかし、図５の例示とは異なる再生トランジスタＴ_１を下記のようにオンにすることもできる。

ここに示される、Ｌ_Ｈ、Ｔ_１及びＤ_Ｈを含む回路は昇圧チョッパを表している。この昇圧チョッパは、蓄積コンデンサＣ_Ｈから入力コンデンサＣにエネルギーを再び補充することができる。トランジスタＴ_１を、パルス幅変調（ＰＷＭ）モード、電流調節モード又は同様の準連続動作モードでオンにすることができる。昇圧チョッパの調節の目的は、蓄積コンデンサＣ_Ｈの電圧を一定に保ち、従ってＬ_Ｈによってチョーク電流を変化させることにある。

図４に示す回路は、実際のジェネレータ回路に設けられたコンデンサＣが使用されているのではなく、トランスＴ_Ｒに蓄積されたエネルギーを電流Ｉ_１を介して再生する中間回路に設けられたコンデンサＣ_ｚが使用されている、という点で図３に示すものと異なっている。また、本発明では、出力トランスＴ_Ｒに蓄積されたエネルギーを吸収してこのエネルギーを度重なる励磁及び出力電圧Ｕ_Ａの発生に利用できる素子が重要でないことも、この回路は示している。

図６に示す回路を考慮して、ここでもトランジスタＴ_２が励磁及び出力電圧Ｕ_ａの発生のために設けられており、このトランジスタＴ_２は、制御手段２０からの信号ｂによってオンにされると、電源１０の出力コンデンサＣとトランスＴ_Ｒの第１巻線Ｗ_１との間の電気回路を閉じる。

トランスＴ_Ｒに含まれるエネルギーをコンデンサＣにおいて再生するために、この構成はコンデンサＣに接続された直列の回路を含み、この回路は第１のダイオードＤ_１１、第２のダイオードＤ_１２、トランジスタＴ_１及びコイルＬ_Ｔを含む。トランジスタＴ_１とコイルＬ_Ｔの接続点は、ダイオードＤ_Ｔを介してコンデンサＣの下極に接続されている。ダイオードＤ_１２とトランジスタＴ_１の結合点は、コンデンサＣ_Ｔを介してコンデンサＣの下極に接続されている。ダイオードＤ_１２とダイオードＤ_１１の接続点は、抵抗器Ｒ及びトランジスタＴ_３を含む直列の回路を介してコンデンサＣの上極に接続されている。

この回路を考慮して、再生に関与するトランジスタＴ_１は、制御手段２０によってその制御入力ａを介してＰＷＭモード（又は他の制御モード、例えば電流モード又は２点調節）で、即ち、ここに配置された降圧チョッパの入力電圧がコンデンサＣの荷電のために定電圧に調節されるように、駆動される。それ以外では、回路は前述のように駆動される回路と同様に駆動され、この場合、この回路においても（図２にみられるように）、ジェネレータは正弦波発生器ではなく単一パルスを励磁するように設計されている。従って、この場合においても、第１巻線Ｗ_１と並列のコンデンサは不要である。ここで、再生エネルギーはトランスに蓄積されたエネルギーの励磁に限られる。

Claims (15)

1. 少なくとも１つの蓄積コンデンサを有する電源と、
   例えばトランスのような少なくとも１つのエネルギー蓄積を有し、ＲＦ手術器具に送ることのできるＲＦ出力信号（Ｕ_ａ）を生成する制御可能なスイッチングデバイス、と、
   を含み、
   再生デバイス（Ｄ_１、Ｄ_２、Ｄ_３、Ｔ_１、Ｄ_Ｈ、Ｌ_Ｈ、Ｗ_２）が前記エネルギー蓄積（Ｔ_Ｒ）と前記蓄積コンデンサ（Ｃ）との間に接続されており、
   前記スイッチングデバイス（Ｔ_２）を制御する制御手段（２０）が設けられており、
   前記再生デバイス（Ｄ_１、Ｄ_２、Ｄ_３、Ｔ_１、Ｄ_Ｈ、Ｌ_Ｈ、Ｗ_２）は、前記ＲＦ出力信号（Ｕ_ａ）を終わらせる場合、前記再生デバイス（Ｄ_１、Ｄ_２、Ｄ_３、Ｔ_１、Ｄ_Ｈ、Ｌ_Ｈ、Ｗ_２）が少なくとも一部の時間の間通電され、前記エネルギー蓄積（Ｔ_Ｒ）が前記蓄積コンデンサ（Ｃ）において少なくとも部分的に放電されるような態様であることを特徴とする、
   ＲＦ外科用ジェネレータ。
2. 前記エネルギー蓄積（Ｔ_Ｒ）から残留エネルギーを排出する放電デバイス（Ｒ、Ｔ_３）が設けられていることを特徴とする、請求項１に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
3. 前記放電デバイスが、残留エネルギーを熱エネルギーに変換する変換デバイス、特にオーム負荷（Ｒ）を含むことを特徴とする、請求項２に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
4. 前記エネルギー蓄積（Ｔ_Ｒ）の部分的な放電の後で前記残留エネルギーが排出されるように、前記放電デバイスが前記制御手段（２０）によって制御されることを特徴とする、請求項２又は請求項３のうちの１つに記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
5. 前記エネルギー蓄積が出力トランス（Ｔ_Ｒ）を含み、前記再生デバイスが前記出力トランス（Ｔ_Ｒ）において別個の巻線（Ｗ_２）を含むことを特徴とする、請求項１〜４の何れか１項に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
6. 前記再生デバイスが、前記制御手段（２０）によって制御される少なくとも１つの電子スイッチ（Ｔ_１）を含むことを特徴とする、請求項１〜５の何れか１項に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
7. 前記再生デバイスがダイオード経路（Ｄ_２、Ｄ_３）を含み、これを通して、前記エネルギー蓄積（Ｔ_Ｒ）が前記ＲＦ出力信号（Ｕ_ａ）の終了時に放電される ことを特徴とする、請求項１から請求項４及び請求項６のうちの１つに記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
8. 蓄積コンデンサ（Ｃ）が前記スイッチングデバイスの出力トランス（Ｔ_Ｒ）に直列に接続されていることを特徴とする、請求項１〜７の何れか１項に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
9. 前記スイッチングデバイスのＤＣ／ＤＣ変換器の上流に蓄積コンデンサ（Ｃ_Ｚ）が設けられていることを特徴とする、請求項１から請求項７のうちの１つに記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
10. 前記再生デバイスがＤＣ／ＤＣ変換器を含むことを特徴とする、請求項１〜９の何れか１項に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
11. 前記再生デバイスが昇圧チョッパを含むことを特徴とする、請求項１〜１０の何れか１項に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
12. 前記再生デバイスが降圧チョッパを含み、その入力電圧が電子スイッチ（Ｔ_１）によって定電圧に調節されていることを特徴とする、請求項１〜１１の何れか１項に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
13. 前記再生デバイスがパルス幅変調モードで作動することを特徴とする、請求項１０又は請求項１１に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
14. 前記再生デバイスが電流調節モードで作動することを特徴とする、請求項１０又は請求項１１に記載のＲＦ外科用ジェネレータ。
15. 少なくとも１つの蓄積コンデンサを有する電源と、出力トランスを有し、ＲＦ手術器具に送ることのできるＲＦ出力信号を生成する制御可能なスイッチングデバイスとを含むＲＦ外科用ジェネレータの駆動方法であって、
    前記ＲＦ出力信号をオフに切り替えるため、前記出力トランスに蓄積されたエネルギーが前記蓄積コンデンサに送られ、前記蓄積コンデンサに蓄積されることを特徴とする、前記方法。

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