JP2021154128A - 電気外科手術用ジェネレータ、電気外科手術用システムおよび電気外科手術用ジェネレータを動作させるための方法 - Google Patents

Abstract

【課題】動作中に生体組織のプラズマ切断のための電気外科手術用器具に高周波交流電流を出力するように構成された電気外科手術用ジェネレータを提供する。【解決手段】電気外科手術用ジェネレータ１２は、電気外科手術用器具１４に接続するための出力部を有し、出力部に接続された電気外科手術用器具１４に高周波交流が供給され、出力部１８に接続された負荷のインピーダンスが特定される。出力電圧制御ユニットは、出力交流電圧を、出力電圧最大値に依存して制御するように構成されており、出力電圧最大値は、インピーダンス特定ユニットの出力値に依存してかつ／または電圧検出ユニットの出力値に依存して、蒸発段階中における出力電圧最大値が、蒸発段階に後続する点火段階中における出力交流電圧よりも低い出力交流電圧を規定するように動作中に設定される。【選択図】図１

Description

本発明は、生体組織をプラズマ切断するための電気外科手術用器具に高周波交流電流を供給するように構成された電気外科手術用ジェネレータに関する。本発明はさらに、電気外科手術用ジェネレータと電気外科手術用器具とを含む電気外科手術用システムおよび電気外科手術用ジェネレータを動作させるための方法に関する。

電気外科手術によって生物学的組織（すなわち、生体組織）を切断、凝固（硬化）および／または気化させることができる。電気外科手術のためには、典型的に、０．２ＭＨｚ〜３ＭＨｚの間の周波数を有する高周波交流電流が使用される。

電気外科手術用システムは、通常、高周波交流電流を生成するための電気外科手術用ジェネレータを含む。電気外科手術用ジェネレータは、通常、２つの出力部を有していて、これら２つの出力部に電気外科手術用器具を接続することができ、動作中には、これら２つの出力部の間に高周波交流電圧が供給される。このために電気外科手術用ジェネレータは、通常、動作中に直流電流を生成する高電圧電源部と、この高電圧電源部に接続されていて、かつ動作中に直流電流から高周波交流電流を生成する高周波部と、を含む。

電気外科手術用システムは、例えば泌尿器科または婦人科において使用される。とりわけ、良性前立腺肥大の治療のためのＴＵＲｉｓ（生理食塩水中での経尿道的切除術）の枠内でのプラズマ気化のためには、通常、切除鏡のような適切な電気外科手術用器具に接続される電気外科手術用ジェネレータが使用される。そのような電気外科手術用器具の切断用または気化用のアクティブ電極は、例えば食塩溶液（ＮａＣｌ）のような導電性の灌流液中に配置されている。高周波交流電圧により、電気外科手術用器具のアクティブ電極においてアークを点火することができる（プラズマ点火とも呼ばれる）。

ガス体積中の電気外科手術用器具のアクティブ電極の周りにアークを生成することにより、人体に適合した導電性液体、とりわけ塩溶液中において電極の周りの蒸気泡（すなわち、気泡）内に生成されるプラズマによって生体組織を気化または切断することができる。このために、電極に高周波交流電圧が印加され、この高周波交流電圧が交流電流を引き起こし、この交流電流は、初めにアクティブ電極のすぐ周囲の塩溶液を蒸発させ、これにより、電極の周りに蒸気泡が発生する。蒸気泡内で、電極と塩溶液との間に電界が形成される。電界が十分に強力になると、蒸気泡内のガスのイオン化の結果としてアークとも呼ばれるガス放電が生じ、すなわち、プラズマ（イオン化ガス）が発生する。

プラズマ、ひいてはアークが発生する前に、初期段階において、電極の周りに存在する導電性液体を気化させ、続いて、このようにして発生した蒸気泡内でアークを点火しなければならない。このことは、蒸気泡が電極を完全に取り囲んでいて、電極にもはや導電性液体が当接していないことを前提としている。なぜなら、そうでなければ、蒸気泡内のガスのイオン化のために必要な強力な電界が発生し得ないからであり、というのも、アクティブ電極と導電性液体との間の直接的な電流の流れが、イオン化のために必要な電位差を阻止するからである。

アークが初回に点火された後（すなわち、プラズマが初回に形成された後）、動的に安定した状態が生じ、この動的に安定した状態では、電極の周りの気泡が今にも崩壊しそうな場所には常に、導電性液体が電極に接近することに起因して特に強力な電界が発生し、この特に強力な電界自体が、特に強力なプラズマ形成、ひいては導電性液体のより強力な蒸発をもたらす結果となる。このようにして、電極の周りの気泡が安定する。

したがって、最終的に安定したプラズマアークの段階によって後続される初期段階は、典型的に、２つの部分段階を含む：

本明細書では蒸発段階とも呼ばれる第１の部分段階では、アクティブ電極の周りの導電性液体が電流の流れによって加熱および蒸発され、これによって初めに、蒸気からなる１つまたは複数の気泡が、アクティブ電極の周りに形成されて、その後、アクティブ電極がガス層によって完全に取り囲まれ、このガス層が、最終的にアクティブ電極を導電性液体から電気的に絶縁させる。

このことが達成されるとすぐに、初期段階の第２の部分段階においてアークが点火される。この第２の部分段階は、本明細書では点火段階とも呼ばれる。点火段階では、アクティブ電極と導電性液体との間のガス層を介した大幅な電圧低下によって蒸気泡内のガスのイオン化が引き起こされ、これにより、組織の切断または気化のために利用可能なプラズマが発生する。プラズマの初回の点火は困難であり、環境条件に大きく依存する。いくつかのケースでは、安定したプラズマが数ミリ秒以内に発生する。しかしながら、不利な状況下では、安定したプラズマが点火されるまでに数回の試みが必要である。

プラズマの点火前および点火中における複数の異なる段階および部分段階は、電気外科手術用ジェネレータによって供給される電気的な変数に関してもそれぞれ異なっている。

アクティブ電極がガス層によって全く取り囲まれていないか、または完全には取り囲まれていない間、アクティブ電極と対向電極との間のインピーダンスは、低オーミックである。インピーダンスは、最初は、電極の幾何形状、導電性液体の温度などに応じて約２５オーム〜５０オームである。したがって、電気外科手術用ジェネレータによって出力される出力電圧と出力される電流とは、アクティブ電極を取り囲んでいる導電性液体のこの第１の加熱段階では同位相であり、直流電圧成分を有さない。

導電性液体が蒸発し始め、アクティブ電極の表面がガスによって部分的に取り囲まれるとすぐに、電気外科手術用ジェネレータの出力部同士の間のインピーダンスが増加する。なぜなら、アクティブ電極と導電性液体との間の表面抵抗が増加するからである。しかしながら、表面抵抗は、電極同士の間（ひいては、電気外科手術用ジェネレータの出力部同士の間）の総インピーダンスに対して比較的わずかな割合しか寄与しない。したがって、インピーダンスは、蒸発段階の間、アクティブ電極のほぼ全体がガスによって取り囲まれるまで、わずかにしか増加しない。

アクティブ電極がガスによって完全に取り囲まれるとすぐに、蒸発段階が終了し、点火段階が開始する。点火段階の間、電極同士の間にオーミック電流が流れることはできない。したがって、インピーダンスは、蒸発段階の間よりもはるかに大きく、（理論的には）純粋に容量性である。導電性液体のインピーダンスは非常に小さいので、導電性液体は、ガス層の周りに等電位のカバーを形成する。電界は、電極と導電性液体との間のガス層を超えて形成される。

次いで、もはや電流が発生しなくなると、その結果、アクティブ電極の周りのガス層が再び小さくなる。なぜなら、気泡を形成する蒸気の一部が、ガスと導電性液体との境界層において再び凝縮するからである。ガス層が薄くなると、より薄くなったガス層にわたる電界強度が増加し、気泡内のガスのイオン化を引き起こして最初の電気アークが発生するほど、大きくなり得る。この点火段階の持続時間は、蒸発段階後のガス層の厚さに依存する。この持続時間は、非常に短時間（典型的には数ミリ秒の範囲）、または極めて短時間であり得る。

ガス層にわたる電界が、ガスのイオン化を引き起こすために十分に強力になるとすぐに、プラズマ破壊（すなわち、アーク）が発生して、放電が実施される。アクティブ電極の表面は、気泡を取り囲んでいる導電性液体の表面よりも小さいので、アクティブ電極の側の電界強度は、導電性液体の側の電界強度よりも大きい。出力交流電圧における直流電圧成分が生じる。この直流電圧成分（ＤＣオフセット）は、「火花電圧（spark voltage）」とも呼ばれ、約１００ボルトである。

電気的な破壊（プラズマ破壊）の結果、ガスと導電性液体との界面において塩溶液が蒸発し、プラズマ破壊の場所でガス層の厚さが再び増加する。すなわち、凝縮の結果、ガス層の厚さが再び減少して、火花破壊が発生するほど電界強度が非常に増加するといつでも、導電性液体の蒸発に起因して、ガス層の厚さが再び増加する。このようにして、アクティブ電極の周りのガス層の厚さは自己安定性になっており、アクティブ電極の周りのプラズマは、平衡段階にある。平衡段階では、平衡状態が確立されており、この平衡段階では、ガス層の厚さは、プラズマ破壊に起因する厚さの増加と、ガスと塩溶液との間の境界層での凝縮に起因する厚さの減少と、がちょうど平衡化されるような厚さになっている。平衡段階では、アクティブ電極の周りのガス層が最も薄くなっている場所で、プラズマ破壊が「自動的に」発生する。なぜなら、その場所では、電界強度が最も高くなっているからである。したがって、ちょうど消費された場所で、蒸発によって新しいガスが生成される。電気外科手術用ジェネレータの出力電圧は、ガス層の厚さを決定する。

プラズマ切断のためには、従来技術による電気外科手術用ジェネレータの場合、典型的に、２５０Ｖ〜３５０Ｖの間、例えば２８０Ｖまたは３２０Ｖの出力交流電圧が規定されている。

実際には、組織切断のためのプラズマを点火する際に、場合によって問題が生じることがある。

本発明の課題は、組織のプラズマ切断のための有用性に鑑みて、電気外科手術用ジェネレータを改善することである。

本発明によれば、上記の課題は、動作中に生体組織のプラズマ切断のための電気外科手術用器具に高周波交流電流を出力するように構成された電気外科手術用ジェネレータによって解決される。電気外科手術用ジェネレータは、電気外科手術用器具に接続するための出力部を有し、これにより、出力部に接続された電気外科手術用器具に高周波交流電流が供給される。

電気外科手術用ジェネレータは、出力部に接続された負荷のインピーダンスを特定するためのインピーダンス特定ユニットを有する。電気外科手術用ジェネレータは、出力電圧制御ユニットをさらに有し、かつ電圧検出ユニットを有することができる。

出力電圧制御ユニットは、電気外科手術用ジェネレータの出力交流電圧を、規定された出力電圧最大値に従って制御するように構成されている。

インピーダンス特定ユニットは、電気外科手術用ジェネレータの出力部に印加されている負荷のインピーダンスを特定するように構成されている。このためにインピーダンス特定ユニットは、電圧、電流および／または位相シフトを検出するように構成可能である。インピーダンス特定ユニットは、例えば検出された電流と、検出された電圧と、場合により検出された位相と、からインピーダンスを特定することができる。電流検出ユニットおよび電圧測定ユニットが電流および電圧の実効値のみを測定する場合には、検出された位相が重要である。なぜなら、インピーダンスは、電流および電圧の瞬時値から特定可能であるのと同様に、電流および電圧の実効値と位相位置とからも特定可能であるからである。

電圧検出ユニットは、電気外科手術用ジェネレータの出力部に印加されている電圧、とりわけ、出力部に印加されている電圧の直流電圧成分を検出するように構成されている。

出力電圧制御ユニットは、出力交流電圧（とりわけ、出力交流電圧の実効値）を、出力電圧最大値に依存して制御するように構成されている。本発明によれば、規定された出力電圧最大値は、少なくとも初期段階の一部の間、後続する平衡段階中における出力電圧最大値とは異なる出力電圧最大値である。

本発明の第１の態様によれば、蒸発段階中（すなわち、初期段階の開始時）における規定された出力電圧最大値は、平衡段階中における本来のプラズマ切断のために企図された出力電圧最大値よりも小さい。

本発明の第２の態様によれば、点火段階中（すなわち、初期段階の終了時）における規定された出力電圧最大値は、平衡段階中における本来のプラズマ切断のために企図された出力電圧最大値よりも大きい。

本発明の両方の態様は、互いに独立して実施可能であり、したがって、それぞれ別個の発明である。しかしながら、両方の態様を互いに組み合わせることも可能であり、とりわけ、電気外科手術用ジェネレータを蒸発段階の間には、平衡段階のために企図された出力電圧最大値よりも小さい出力電圧最大値を使用し、かつ点火段階の間には、平衡段階のために企図された出力電圧最大値よりも大きい出力電圧最大値を使用するように構成することも可能である。両方の態様は、それぞれ単独でも、互いに組み合わせても、プラズマ切断の開始時におけるアークの確実な点火のために寄与する。

蒸発段階の終了および点火段階の開始、または点火段階の終了および平衡段階の開始（またはその両方）を検出するために、出力電圧制御ユニットは、好ましくは、インピーダンス特定ユニットまたは電圧検出ユニットまたはその両方に接続されている。

蒸発段階の終了および点火段階の開始を検出するために、出力電圧制御ユニットは、電気外科手術用ジェネレータの出力部におけるインピーダンスが所定の尺度を超えて増加したことを検出するように構成可能である。所定の尺度は、蒸発段階の開始時にインピーダンス特定ユニットによって特定されたインピーダンスから導出可能であり、例えば、当該インピーダンスの所定の倍数であり得る。

点火段階の終了および平衡段階の開始を検出するために、出力電圧制御ユニットは、出力交流電圧における直流電圧成分を検出し、直流電圧成分が検出された直後、または直流電圧成分が検出されてから所定の期間の経過後に、平衡段階のために企図された出力交流電圧最大値を使用するように構成可能である。

従来技術とは異なり、プラズマ切断のために、平衡段階のために適していて、かつ初期段階（すなわち、蒸発段階および点火段階）において既に使用されるような単一の出力交流電圧最大値が規定されているのではなく、平衡段階のために適した出力交流電圧最大値とは異なる少なくとも１つの出力交流電圧最大値が規定されている。

本発明は、平衡段階のために適した出力交流電圧最大値が、初期段階において、プラズマの確実な点火を阻害するおそれのある不安定な状態をもたらす可能性があるという認識を含む。

したがって、出力電圧制御ユニットは、出力交流電圧を、出力電圧最大値に依存して制御するように構成されており、この出力電圧最大値は、インピーダンス特定ユニットの出力値に依存して、かつ／または電圧検出ユニットの出力値に依存して（これらの出力値に基づいて蒸発段階または点火段階の開始および終了が検出される）、蒸発段階中における出力電圧最大値が、蒸発段階に後続する点火段階中における出力交流電圧よりも低い出力交流電圧を規定するように、動作中に設定される。

したがって、出力電圧制御ユニットは、初期段階中と平衡段階中とでそれぞれ異なる出力電圧最大値を基礎とするように構成されている。初期段階は、蒸発段階および／または点火段階を含むことができ、蒸発段階では、アクティブ電極と、アクティブ電極を取り囲んでいる導電性液体と、の間に直接的な電気的な接触が存在し、導電性液体を通る電流の流れの結果として導電性液体が電気的に加熱されることにより、導電性液体が蒸発される。点火段階では、蒸発の結果として発生した気泡によってアクティブ電極が完全に取り囲まれ、インピーダンス特定ユニットによって検出されるインピーダンスは、蒸発段階中よりも格段に高くなる。さらに、気泡内のガスがイオン化されてアークが発生するとすぐに、電気外科手術用ジェネレータの出力部に印加されている交流電圧において直流電圧成分が生じる。この直流電圧成分は、直流電圧検出ユニットによって検出され、これにより、（最初の）アークを示す合図である対応する出力信号を生成することができる。

平衡段階では、アクティブ電極の周りのプラズマは、安定している。出力電圧制御ユニットによる電気外科手術用ジェネレータの出力電圧制御が平衡段階中に基礎とする出力電圧最大値は、典型的に、出力電圧制御ユニットによる電気外科手術用ジェネレータの出力電圧制御が蒸発段階中に基礎とする出力電圧最大値よりも大きい。

本発明の第１の態様によれば、出力電圧制御ユニットによる電気外科手術用ジェネレータの出力電圧制御が蒸発段階中に基礎とする出力電圧最大値は、平衡段階中における出力電圧制御ユニットによる電気外科手術用ジェネレータの出力電圧制御のために規定されている出力電圧最大値よりも小さい。好ましくは、蒸発段階に対して固定的な出力電圧最大値が規定されているのではなく、好ましくは、出力電圧最大値は、蒸発段階中に電気外科手術用ジェネレータの出力同士の間で検出されるインピーダンスに基づいて、アクティブ電極と、アクティブ電極を取り囲んでいる塩溶液と、の間の移行部においてほぼ一定に留まる電流密度が得られるように設定される。

本発明の第２の態様によれば、出力電圧制御ユニットによる電気外科手術用ジェネレータの出力電圧制御が蒸発段階に後続する点火段階中に基礎とする出力電圧最大値は、平衡段階中における出力電圧制御ユニットによる電気外科手術用ジェネレータの出力電圧制御のために規定されている出力電圧最大値よりも大きい。点火段階の間、後続する平衡段階と比較して増加された出力電圧最大値は、点火段階中における電気外科手術用ジェネレータの出力交流電圧の増加をもたらし、プラズマのより迅速かつ確実な点火を引き起こす。

本発明は、電気外科手術用ジェネレータの出力電圧および出力電流を測定することによって、インピーダンスまたは直流電圧成分のような変数を導出することが可能となり、ひいては、点火プロセスの複数の異なる段階同士を区別することが可能となるという認識を含む。電気外科手術用器具のアクティブ電極の周りのプラズマの点火前および点火中のそれぞれ異なる段階を識別することにより、全ての段階に対して１つの固定的な出力電圧最大値を規定する代わりに、それぞれの段階ごとにそれぞれ異なる出力電圧最大値を個々に所期のように設定することが可能となる。

好ましくは、出力電圧制御ユニットは、出力交流電圧を、出力電圧最大値に依存して制御するように構成されており、この出力電圧最大値は、点火段階の開始を検出するためのインピーダンス特定ユニットの出力値に依存して、かつ／または点火段階の終了を検出するための電圧検出ユニットの出力値に依存して、点火段階中における出力電圧最大値が、点火段階に後続する平衡段階中における出力電圧最大値よりも大きくなるように、動作中に設定される。

好ましくは、電気外科手術用ジェネレータは、検出されたインピーダンスに基づいて、蒸発段階および点火段階の開始を検出するように構成されている。好ましくは、電気外科手術用ジェネレータは、点火段階の開始のための基準として、蒸発段階中における出力交流電流の電流強度が、蒸発段階の開始時における出力交流電流の電流強度の所定の割合（例えば、３分の１）まで低下したことを使用するように構成されている。したがって、電気外科手術用ジェネレータは、好ましくは、蒸発段階中における出力交流電流の電流強度が、蒸発段階の開始時における出力交流電流の電流強度の３分の１または４分の１まで低下したときに、点火段階の開始を検出するように構成されている。

さらに好ましい実施形態によれば、電気外科手術用ジェネレータは、当該電気外科手術用ジェネレータの出力部に印加されている電圧における直流電圧成分に基づいて、点火段階の終了を検出するように構成されている。

好ましくは、出力電圧制御ユニットは、蒸発段階の間、インピーダンス特定ユニットおよび／または電圧検出ユニットのその時々の実際の出力値に依存して追跡された出力電圧最大値を使用するように構成されている。出力電圧最大値の追跡は、好ましくは、アクティブ電極からこのアクティブ電極に当接している液体への移行部において、少なくともほぼ一定の電流密度が得られるように実施される。すなわち、蒸発段階の過程においてアクティブ電極がますます蒸気泡によって被覆され、これにより、導電性液体がアクティブ電極に接触している面積が減少すると、それに応じて出力電圧制御ユニットは、電流密度が少なくともほぼ一定に維持されるように、出力交流電圧を低減する。

好ましくは、電気外科手術用ジェネレータは、蒸発段階の開始前に、インピーダンス特定ユニットを使用して、電気外科手術用ジェネレータの２つの出力部の間のインピーダンスを特定し、蒸発段階の開始時に、インピーダンスおよび出力電圧から得られる電流強度が、電気外科手術用ジェネレータによって供給可能な、出力交流電流の最大電流強度よりも小さくなるように出力電圧最大値を設定するように構成されている。

これに代えて、出力電圧制御ユニットを、蒸発段階の間、当該蒸発段階のために固定的に規定された出力電圧最大値を使用するように構成してもよい。この場合には、この固定的に規定された出力電圧最大値は、電気外科手術用ジェネレータによって供給可能な最大電流が、比較的低インピーダンスである蒸発段階の開始時にも超過されないように、Ｕ_ｍａｘ＝Ｚ_{ｇｅｍｅｓｓｅｎ}＊Ｉ_ｍａｘに従って選択されている。インピーダンスＺが、蒸発段階が終了するまでの間、引き続き増加するのみであることにより、電流は、引き続き減少するのみであるので、電気外科手術用ジェネレータは、規定された最大出力電圧を維持することができる。この変形例は、インピーダンス特定ユニットおよび／または電圧検出ユニットのその時々の実際の出力値に依存して追跡される出力電圧最大値よりも、より簡単に実施可能であり、また、蒸発段階の終了時における過度の蒸気発生を阻止することもできる。

好ましくは、電気外科手術用ジェネレータは、２５０Ｖを超える最大出力交流電圧と、４Ａを超える最大出力交流電流と、を供給することができるように構成されており、例えば、２５０Ｖ〜４００Ｖの間の最大出力交流電圧と、４Ａ〜１２Ａの間の最大出力交流電流と、を供給することができるように構成されている。

本発明によれば、本明細書に記載されている形態の電気外科手術用ジェネレータと、電気外科手術用器具と、を有する電気外科手術用システムであって、電気外科手術用器具は、電気外科手術用ジェネレータの出力部に接続されているか、または接続可能である、電気外科手術用システムも提案される。電気外科手術用器具は、アクティブ電極と、少なくとも１つの対向電極と、少なくとも１つの液体管路と、を有し、少なくとも１つの液体管路は、動作中にアクティブ電極の周りに導電性液体を流すことができるように、アクティブ電極に対して相対的に配置されている。

好ましくは、アクティブ電極は、ループ電極またはボタン電極として構成されている。

好ましくは、電気外科手術用器具は、切除鏡である。

本発明のさらなる態様は、電気外科手術用ジェネレータを動作させるための方法である。本方法の第１の変形例は、
・出力交流電圧を生成し、出力交流電圧を電気外科手術用ジェネレータの出力部に供給するステップであって、出力交流電圧に対して出力交流電圧最大値が規定されている、ステップと、
・出力部に印加されている負荷を特定し、負荷を制限値と比較するステップであって、制限値は、当該制限値を下回っていることが蒸発段階の存在を示唆することとなるように選択されており、
・制限値を下回っている間、制限値を上回っている場合に規定される出力電圧最大値よりも好ましくは少なくとも３０％小さい出力交流電圧最大値が規定される、ステップと、
・その時々で規定された出力交流電圧最大値に基づいて、出力交流電圧を制御するステップと、
を含む。

好ましくは、出力交流電圧最大値は、負荷が変化している場合、制限値を下回っている間、特定された負荷に依存して追跡される。

負荷は、例えば、電気外科手術用ジェネレータの出力部におけるインピーダンスに基づいて特定可能である。その場合、蒸発段階を識別するための基準として使用される制限値は、例えば、好ましくは蒸発段階の開始時にインピーダンス特定ユニットによって検出されたインピーダンスから導出された所定の尺度を定義するインピーダンス値である。蒸発段階は、制限値を下回ったとき、すなわち、インピーダンスが所定の尺度を上回っていないときに存在する。インピーダンス特定ユニットは、例えば検出された電流と、検出された電圧と、（電流および電圧の実効値のみが検出される場合には）位相とからインピーダンスを特定する。

このような方法により、とりわけ蒸発段階の終了時における過度の蒸気形成を阻止することができる。

追加的または代替的に、本方法は、
・出力交流電圧を生成し、出力交流電圧を電気外科手術用ジェネレータの出力部に供給するステップであって、出力交流電圧に対して出力交流電圧最大値が規定されている、ステップと、
・出力部に印加されている負荷を特定し、負荷を制限値と比較するステップであって、制限値は、当該制限値を下回っていることが蒸発段階の存在を示唆することとなるように選択されている、ステップと、
・出力部に印加されている出力交流電圧における直流電圧成分を検出するステップであって、
・制限値を上回り、かつ出力部に印加されている出力交流電圧における直流電圧成分が検出されない場合にはすぐに、直流電圧成分が検出される場合に規定される出力電圧最大値よりも大きい出力交流電圧最大値が規定される、ステップと、
・出力交流電圧最大値に基づいて、出力交流電圧を制御するステップと、
を含む。

直流電圧成分を検出する代わりに、アークの発生を検出するために、出力交流電圧の周波数分析を実施することもできる。周波数分析は、フーリエ変換、とりわけ高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を含むことができる。

本方法の第２の変形例によれば、初回に点火された後のアークを安定させることができる。

本方法のこれら２つの変形例を互いに組み合わせることができる。

本方法は、好ましくは、最初のインピーダンス値と所定の係数とから決定された制限値を超えるインピーダンスの増加に基づいて、または最初の出力交流電流値の所定の割合を下回るほどの出力交流電流の低下に基づいて、点火段階の開始を検出するステップも含む。

以下では、本発明を、図面を参照しながら実施例に基づいてより詳細に説明する。

電気外科手術用ジェネレータと、電気外科手術用ジェネレータに接続される電気外科手術用器具と、を有する電気外科手術用システムを示す図である。 電気外科手術用器具としての切除鏡の使用を説明する図である。 電気外科手術用ジェネレータの概略回路図である。 ａ）〜ｆ）は、電気外科手術用器具のアクティブ電極の周りのプラズマの点火時におけるそれぞれ異なる段階を示す図である。 ａ）〜ｃ）は、電気外科手術用器具のためのアクティブ電極の代替的な実施形態を示す図である。 電気外科手術用器具のアクティブ電極においてアークが発生する際の、蒸発段階中および点火段階中における電圧推移およびインピーダンス推移を説明するための線図である。 蒸発段階中に検出されたインピーダンスに依存して制御されている状態の、蒸発段階中における出力電圧最大値の起こり得る理想的な推移を示す図である。 蒸発段階中、点火段階中および平衡段階中における出力電圧最大値の起こり得る概略的な推移を示す図である。

図１には、電気外科手術用システム１０が示されている。電気外科手術用システム１０は、電気外科手術用ジェネレータ１２と、電気外科手術用器具１４と、を含む。電気外科手術用器具１４は、接続ケーブル１６を介して電気外科手術用ジェネレータ１２の電気出力部１８に接続されている。

電気外科手術用器具１４は、図示の実施例ではチューブ２０を有する切除鏡であり、このチューブ２０を通して、灌流液としての導電性液体をチューブ２０の遠位端へと導くことができる。チューブ２０内には、このために液体管路が設けられている。導電性液体は、チューブ２０の遠位端から出て、チューブ２０の遠位端にあるアクティブ電極２２の周りを洗い流す。導電性液体は循環され、また再びチューブ２０を通って排出される。したがって、チューブ２０には少なくとも２つの管腔が含まれており、これらの管腔を通して、導電性液体をチューブ２０の遠位端へと導いて、チューブ２０の遠位端から出すことができると同時に、その間に再びチューブ２０の遠位端から別の管腔を通って液体が排出される。したがって、これらの管腔は、液体管路として使用される。導電性液体のための対応するホース接続部は、図１の電気外科手術用器具１４には図示されていない。

電気外科手術用器具１４のアクティブ電極２２は、図１に示されているようにチューブ２０から押し出すことができるか、またはチューブ２０内に引っ込めることができる。典型的には、電気外科手術用器具１４は、ばねを有していて、このばねにより、ばねの力に抗してアクティブ電極２２を手でチューブ２０から押し出す必要があるようになっているか、または逆に、ばねの力に抗してアクティブ電極２２を手でチューブ２０内に引っ込めることができるようになっている。

アクティブ電極２２は、種々の形状を有することができ、例えばボタン電極またはループ電極であり得る。図１には、対向電極が図示されていない。対向電極は、例えば、チューブ２０によって形成可能であるが、アクティブ電極２２とともにチューブ２０から押し出されるようにすることも、またはチューブ２０内に引っ込めるようにすることも可能である。

図２は、使用中の電気外科手術用器具１４を示す。図２からは、接続ケーブル１６に加えて、導電性液体を供給および排出するために使用されるホース２４および２６も見て取れる。電気外科手術用器具１４のチューブ２０の遠位端では、アクティブ電極２２がチューブ２０から出されている。

アクティブ電極２２と対応する対向電極との間に高周波交流電圧が印加されると、この高周波交流電圧は、初めに、アクティブ電極２２を取り囲んでいる導電性液体を通る電流の流れを引き起こす。電流の流れの結果、アクティブ電極２２の周りの導電性液体が加熱され、結果として蒸発する。この場合、電流は、アクティブ電極２２が蒸気泡によって完全に取り囲まれるまで、アクティブ電極２２と対応する対向電極との間で導電性液体を通って流れる。アクティブ電極２２が蒸気泡によって完全に取り囲まれるとすぐに、このようにして発生した蒸気泡内において、アクティブ電極２２と蒸気泡を包囲している導電性液体との間に交流電界が形成される。交流電界の電界強度が十分に大きい場合には、アクティブ電極２２の周りの蒸気泡内のガスがイオン化されて、（アークによって識別可能な）プラズマが発生する。このとき、最初のアークは、アクティブ電極２２を取り囲んでいる導電性液体の周りの蒸気泡がアクティブ電極２２に最も近接している場所で生成される。なぜなら、この場所が、交流電界の電界強度が最大になる場所であるからである。このようにして発生したアークは、導電性液体のさらなる液体の蒸発を引き起こし、これにより、アクティブ電極２２の周りの蒸気泡は、結果として崩壊することなく、アクティブ電極２２の周りに動的に安定した平衡状態が形成されることとなる。

アクティブ電極２２の周りにプラズマを生成および維持するために必要な交流電圧（および導電性液体を蒸発させるために必要な交流電流も）は、電気外科手術用ジェネレータ１２によって供給される。図３から見て取れるように、電気外科手術用ジェネレータ１２は、このために高電圧電源部３０を有し、この高電圧電源部３０は、例えば、通常の公共の電力系統に接続可能であり、自身の出力部３２において高電圧直流電流を供給する。この高電圧直流電流は、電気外科手術用ジェネレータ１２の高周波部３４に供給される。電気外科手術用ジェネレータ１２の高周波部３４は、インバータとして機能し、高周波交流電圧を生成し、この高周波交流電圧は、高周波部３４の出力変換器（図示せず）を介して電気外科手術用ジェネレータ１２の出力部１８．１および１８．２に出力される。電気外科手術用ジェネレータ１２の出力部１８．１および１８．２には、図１に示されているような電気外科手術用器具１４を接続することができる。

電気外科手術用ジェネレータ１２の出力電圧を制御するために、出力電圧制御ユニット３６が設けられており、この出力電圧制御ユニット３６は、動作中、設定された出力電圧を上回らないように、出力電圧最大値に基づいて出力部１８．１および１８．２における出力電圧を制御する。本発明によれば、その時々で適用されるべき出力電圧最大値を、プラズマ点火中のそれぞれ異なる段階ごとに異なるように規定すべきであり、プラズマを点火するための複数の段階を、出力部１８．１および１８．２における電気出力値に基づいて識別すべきである。

このために、電流検出ユニット３８および電圧検出ユニット４０が設けられており、電流検出ユニット３８および電圧検出ユニット４０は、それぞれ、２つの出力部１８．１および１８．２を介して出力される電流と、それと同時に２つの出力部１８．１および１８．２を介して低下する電圧と、を検出する。電流検出ユニット３８および電圧検出ユニット４０の出力値は、評価ユニット４２に供給され、この評価ユニット４２は、一方では、出力部１８．１および１８．２に印加されている負荷のインピーダンスを特定するように構成されている。この意味で、評価ユニット４２は、インピーダンス特定ユニットである。インピーダンス特定ユニットは、例えば検出された電流と、検出された電圧と、場合により検出された位相と、からインピーダンスを特定することができる。電流検出ユニットおよび電圧測定ユニットが電流および電圧の実効値のみを測定する場合には、検出された位相が重要である。なぜなら、インピーダンスは、電流および電圧の瞬時値から特定可能であるのと同様に、電流および電圧の実効値と位相位置とからも特定可能であるからである。評価ユニット４２は、他方では、出力部１８．１および１８．２を介して低下する交流電圧の直流電圧成分を検出するようにも構成されている。この意味で、評価ユニット４２は、直流電圧検出ユニットとしても使用される。評価ユニット４２は、検出されたインピーダンスと検出された直流電圧成分とに依存する出力値を、出力電圧制御ユニット３６に供給する。出力電圧制御ユニット３６は、評価ユニット４２によって供給された、インピーダンスおよび直流電圧成分の出力値に基づいて、出力電圧制御の基礎となるその時々の出力電圧最大値を決定するように構成されている。

したがって、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力電圧の制御は、出力電圧制御ユニット３６のための対応する出力電圧最大値を形成することによって実施される。

図４には、アクティブ電極（この場合には、ボタン電極２２’）の周りのプラズマの点火時における複数の異なる段階が概略的に示されている。

アクティブ電極２２’への給電線４２の周りには、アクティブ電極２２’と比較してより大きな表面積を有する対向電極４４．１および４４．２が設けられている。使用時には、アクティブ電極２２’と対向電極４４．１および４４．２との両方が導電性冷却液によって、すなわち食塩溶液によって取り囲まれている。アクティブ電極２２’と対向電極４４．１および４４．２との間にジェネレータ１２からの高周波交流電圧が印加されると、初めに、アクティブ電極２２と対向電極４４．１および４４．２とを取り囲んでいる導電性液体を通って交流電流が流れる。このことは、図４ａに示されている。電流の流れによって導電性液体が加熱され、次いで、図４ｂに示されているように気泡４６が発生する。アクティブ電極２２’が蒸気泡４６によって完全に取り囲まれるとすぐに、アクティブ電極２２’と導電性液体との間に直流電流の流れは生じなくなる。むしろ、交流電界は、一方ではアクティブ電極２２’と、他方では導電性液体と蒸気泡４６と、の間の境界層４８との間に形成される。この交流電界の電界強度は、蒸気泡４６が薄ければ薄いほど大きくなる。電界強度は、導電性液体または境界層４８がアクティブ電極２２’に最も近接している場所で最大になる。図４ｃには、完全に形成された蒸気泡４６が示されている。

アクティブ電極２２’と、蒸気泡４６を取り囲んでいる導電性液体と、の間の電界強度が対応する尺度を上回ると、蒸気泡４６内のガスがイオン化され、アクティブ電極２２’の周りに（アークによって識別可能な）プラズマ５０が発生する。プラズマが点火されるとすぐに、アクティブ電極２２を、処置されるべき生体組織５２の近傍へと移動させて、プラズマ５０によって生体組織５２の一部を蒸発させることが可能となり、ひいては生体組織５２を部分的に切除または切断することが可能となる。このことは、図４ｄおよび図４ｅに示されている。

皮むき器を用いたときのように生体組織を切断するために、アクティブ電極としてループ電極２２’’を設けることもできる。このことは、図５に示されている。

例えば図４ｂに示されているような蒸発段階の間、アクティブ電極２２のますます大部分が蒸気泡４６によって順次に取り囲まれていき、これにより、アクティブ電極２２を取り囲んでいる導電性液体とアクティブ電極２２との間の接触面積がますます小さくなっていく。アクティブ電極２２と対向電極４４．１および４４．２との間のインピーダンスは、導電性液体とアクティブ電極２２との間の接触面積が減少するのと同じ程度では減少しないので、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力電圧が一定である場合には、導電性液体がアクティブ電極２２に接触している場所において電流密度が増加する。なぜなら、アクティブ電極２２と対向電極４４．１および４４．２との間のインピーダンスは、アクティブ電極２２と導電性液体との間の接触抵抗だけでなく、導電性液体の抵抗（またはインピーダンス）、および対向電極４４．１ならびに４４．２との間の接触抵抗によっても決まるからである。例えば、アクティブ電極２２と対向電極４４．１および４４．２との間のインピーダンスは、蒸発段階の最初には約２５Ωであると仮定することができる（図４ａを参照）。この２５Ωは、例えば、アクティブ電極２２と導電性液体との間の約１０Ωの接触抵抗と、導電性液体の約１５Ωのインピーダンス（導電性液体と対向電極４４．１および４４．２と、の間の接触抵抗を含む）とから構成されている。この例では、導電性液体の１５Ωのインピーダンスは、多かれ少なかれ一定であると仮定することができ、アクティブ電極２２の周りの蒸気泡４６が増加しても変化しない。アクティブ電極２２と導電性液体との間の接触抵抗は、これに対して増加し、より詳細には、蒸気泡がアクティブ電極２２を被覆する被覆度に反比例して増加する。この場合、０の被覆度は、蒸気泡がまだ形成されておらず、導電性液体がアクティブ電極２２と全面的に接触しているということを意味する。１の被覆度は、アクティブ電極２２が蒸気泡４６によって完全に取り囲まれているということを意味する。この仮定の下で、アクティブ電極２２と対向電極４４．１および４４．２との間のインピーダンスは、以下の式に従って被覆度に依存することが判明した：
Ｚ＝１５Ω＋１０Ω／（１−ｓｃ）
ここで、Ｚは、アクティブ電極２２と対向電極４４．１および４４．２との間のインピーダンスであり、ｓｃは、蒸気泡４６がアクティブ電極２２の表面を被覆する被覆度である。既に述べたように、被覆度ｓｃ＝０は、導電性液体がアクティブ電極２２の表面と全面的に接触しているということを意味し、被覆度ｓｃ＝１は、アクティブ電極２２の表面が蒸気泡４６内に完全に包み込まれているということを意味する。

その結果、インピーダンスは、蒸発段階の初期段階では、初めには緩慢にしか増加せず、蒸発段階の終了時に、例えば０．８（８０％）のオーダーの被覆度になると急激に増加する。インピーダンスのそのような増加には、少なくとも最初は、出力電圧の増加も付随して生じる。なぜなら、電気外科手術用ジェネレータ１２は、制限された最大電流しか供給することができず、したがって、電気外科手術用ジェネレータ１２は、負荷インピーダンスが小さい場合には、例えば３２０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}である自身の最大出力電圧を達成することができないからである。このことは、図６に点線によって示されている。

背景として、典型的な電気外科手術用ジェネレータ１２は、例えば４〜５Ａ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}の制限された最大出力電流しか供給することができず、したがって、インピーダンス値が小さい場合には、例えば３２０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}または３５０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}の規定された最大出力電圧を達成することができない。アクティブ電極２２と対向電極４４．１および４４．２との間（ひいては、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力部１８．１と１８．２との間）のインピーダンスが最初に小さい場合には、電気外科手術用ジェネレータ１２の制限された最大出力電流が制限変数として作用するので、電気外科手術用ジェネレータ１２は、自身の最大出力電圧を出力することができない。もしこれが可能であったなら、電気外科手術用ジェネレータ１２は、負荷が２５Ωであるときに、３２０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}の出力電圧で１２．８Ａ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}の電流を供給するはずである。

したがって、アクティブ電極２２の被覆度が増加するにつれて電気外科手術用ジェネレータ１２の出力電圧は上昇するが、その一方で、電気外科手術用ジェネレータ１２によって出力される電流は一定のままである。したがって、被覆度ｓｃが増加するにつれて、出力電圧、出力電力、およびアクティブ電極２２と導電性液体との間の移行部における電流密度が増加する。電気外科手術用ジェネレータ１２が、例えば３２０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}である自身の最大出力電圧に到達するほど、アクティブ電極２２と対向電極４４．１および４４．２との間のインピーダンスが大きくなって初めて、電気外科手術用ジェネレータ１２によって出力される電流の電流強度が減少することとなる。しかしながら、このことは、蒸発段階の本当に最後になって初めて（例えば、図６に示されている例では、被覆率が約０．９（９０％）になって初めて）当てはまる。

被覆度の増加とともに電流密度が増加することにより、結果的に、アクティブ電極２２に接触している導電性液体がますます高速に加熱されることとなり、これにより、図５ｃから見て取れるような突然の、ほとんど爆発的な蒸発が発生する可能性がある。

この挙動は、望ましいものではなく、プラズマの確実かつ高速な点火を阻害する可能性がある。したがって、本発明によれば、蒸発段階中における電気外科手術用ジェネレータ１２の最大出力電圧が、後々の平衡段階のための出力電圧最大値として企図された値よりも低減される。このことは、電気外科手術用ジェネレータ１２の最大出力電圧が相応に低くなるように、蒸発段階のための出力電圧最大値を形成することによって実施される。理想的には、電気外科手術用ジェネレータ１２の最大出力電圧のための出力電圧最大値は、被覆度に従って追跡され、したがって、最大出力電圧は、被覆度が低いときには初めに比較的大きく、次いで、被覆度が増加するにつれて減少し、これにより、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力電圧によって引き起こされる電流強度が、電極の被覆度に反比例して減少し、その結果、ほぼ一定の電流密度が達成される。実際には、被覆度ｓｃを直接的に特定または測定することはできないので、好ましい実施形態によれば、蒸発段階中における適切な出力電圧最大値を形成および追跡するために、出力部１８．１と１８．２との間に存在するインピーダンス（上で説明したように、被覆度ｓｃに依存する）が使用される。図７は、図示の例において、上記の（導電性液体のインピーダンスが約１５Ωであるとの）仮定の下で、蒸発段階全体にわたって一定の電流密度が得られるようにするために、出力電圧最大値が、出力部１８．１と１８．２との間で検出されたインピーダンスにどのように依存し得るかを示している。

代替的な実施形態によれば、蒸発段階中における出力電圧最大値は、被覆度に依存して、またはこれに代えて、検出されたインピーダンスに依存して連続的に追跡されるのではなく、蒸発段階の間、一定の値に設定され、この場合には、依然として蒸発段階は、印加されているインピーダンス値に基づいて識別される。

図６は、蒸発段階中における出力交流電圧の、例示的なケースにおける理想的な推移を被覆度に依存して示しており、より詳細には、図６にプロットされた赤色の線によって示していることに留意されたい。したがって、出力交流電圧の実効値は、蒸発段階の開始時には１１０〜１２０Ｖの間であり、蒸発段階の終了時には５０Ｖをわずかに下回っている。しかしながら、これに代えて、蒸発段階中における電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧に関して一定の実効値を規定してもよく、この場合には、この一定の値は、例えば５０〜１２０Ｖの間、またはより好適には８０〜１００Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}の間であり得る。

冒頭でも説明したように、アクティブ電極２２の周りのプラズマは、プラズマが点火するとすぐに、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧における直流電圧成分（ＤＣオフセットまたは火花電圧とも呼ばれる）をもたらす。したがって、プラズマの点火の成功は、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧における直流電圧成分の発生によって識別可能である。

蒸発段階の終了、ひいては点火段階の開始は、好ましくは、蒸発段階の開始時に特定されたインピーダンス値と所定の係数とから決定された検出用インピーダンス値を超えるインピーダンスの増加に基づいて検出されるか、または蒸発段階の開始時に特定された出力交流電流値の所定の割合を下回るほどの出力交流電流の低下に基づいて検出される。点火段階の開始が検出されると、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧は、後々の平衡段階のために企図された出力交流電圧よりも大きい可能な限り最高の尺度まで増加される。これにより、アークの確実な点火を保証することができる。最初のアークが発生するとすぐに（ひいては、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧における直流電圧成分が検出されるとすぐに）、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧を、所定の時間の間、後々の平衡段階のために企図された出力交流電圧よりも大きい増加された出力交流電圧値に維持することが望ましい。電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧が、増加された出力交流電圧値に維持される所定の時間は、例えば１０〜８０ミリ秒または４０〜６０ミリ秒であり得る。

したがって、好ましい実施形態によれば、出力電圧制御ユニットは、出力電圧最大値を、平衡段階のために企図された電圧値を上回るように増加させる。平衡段階のために企図された出力電圧値は、例えば２５０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}〜３２０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}の間である。その場合、増加された出力交流電圧値は、例えば３００Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}〜３５０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}であり得る。点火段階中における電気外科手術用ジェネレータ１２のそのような増加された出力電圧により、アクティブ電極２２の周りの蒸気泡内のプラズマが安定するまで、アークが可能な限り確実に維持されることとなる。蒸気泡内のプラズマが安定するとすぐに（したがって、冒頭で説明した平衡段階が開始するとすぐに）、出力電圧制御ユニット３６のための出力電圧最大値を相応に低減することによって、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力電圧を再び低減することができる。このことは、段階的または突然に実施可能である。プラズマの点火後に電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧を低減することにより、アクティブ電極２２の周りのプラズマ層（蒸気泡）は若干薄くなるが、電気外科手術用ジェネレータの出力交流電圧が十分に高いままである限り、例えば２８０〜３００Ｖである限り、プラズマが消えることはない。

簡単な実施例では、電気外科手術用ジェネレータ１２と、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力電圧制御ユニット３６と、は、直流電圧検出ユニットが、電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧における例えば５０Ωよりも大きい直流電圧成分を検出するまでの間、電気外科手術用ジェネレータ１２が、最初に１００〜２００Ｖの間の最大出力交流電圧を出力するように構成可能である。電気外科手術用ジェネレータ１２の出力交流電圧においてそのような直流電圧成分が検出されるとすぐに、出力電圧制御ユニット３６は、点火段階中におけるプラズマを安定したまま維持するために、例えば３２０Ｖである他の出力電圧最大値へと切り替える。点火段階のための増加された出力電圧最大値は、例えば、１０〜５０ミリ秒である所定の時間の後、出力交流電圧の若干より低い値まで、例えば、２５０〜３００Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}の間にある出力電圧最大値まで再び低減可能である。

そのような電気外科手術用ジェネレータ１２によれば、アクティブ電極２２の周りのプラズマを確実に、そして環境変数にさほど依存することなく、あまり強力には変動しない短時間の期間内に点火することが可能となる。これによって外科医は、対応する電気外科手術用システム１０を非常に容易に使用することが可能となる。

図８は、蒸発段階６０中、点火段階６２中および平衡段階６４中における出力電圧最大値の起こり得る概略的な推移を示す。蒸発段階６０の間、出力電圧最大値は、例えば１００Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}または１２０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}である。次いで、点火段階６２の開始時に、出力電圧最大値は、例えば３００Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}または３５０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}まで増加される。次いで、点火段階６２の終了後、出力電圧最大値は、平衡段階６４のために企図された、例えば２８０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}または３２０Ｖ_{ｅｆｆｅｋｔｉｖ}である出力電圧最大値まで低減される。蒸発段階６０および点火段階６２は、一緒に初期段階６６を形成し、この初期段階６６の間、出力電圧最大値は、後続する平衡段階６４中における出力電圧最大値よりも小さいか、または大きい。

１０ 電気外科手術用システム
１２ 電気外科手術用ジェネレータ
１４ 電気外科手術用器具
１６ 接続ケーブル
１８，１８．１，１８．２ 電気外科手術用ジェネレータの出力部
２０ チューブ
２２，２２’ アクティブ電極
２４，２６ ホース
３０ 高電圧電源部
３４ 高周波部
３６ 出力電圧制御ユニット
３８ 電流検出ユニット
４０ 電圧検出ユニット
４２ 評価ユニット
４４．１，４４．２ 対向電極
４６ 蒸気泡
５０ プラズマ
５２ 組織
６０ 蒸発段階
６２ 点火段階
６４ 平衡段階
６６ 初期段階

Claims (16)

1. 電気外科手術用ジェネレータ（１２）を動作させるための方法であって、前記方法は、
   ・出力交流電圧を生成し、前記出力交流電圧を前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）の出力部（１８）に供給するステップであって、前記出力交流電圧に対して出力交流電圧最大値が規定されているステップと、
   ・前記出力部（１８）に印加されている負荷を特定し、前記負荷を制限値と比較するステップであって、前記制限値は、前記制限値を下回っていることが蒸発段階の存在を示唆することとなるように選択されているステップと、
   を含み、
   ・前記制限値を下回っている間、前記制限値を上回っている場合に規定される出力電圧最大値よりも小さい出力交流電圧最大値が規定され、
   前記方法は、
   ・その時々で規定された出力交流電圧最大値に基づいて、前記出力交流電圧を制御するステップを含む、
   電気外科手術用ジェネレータ（１２）を動作させるための方法。
2. 前記出力交流電圧最大値は、前記負荷が変化している場合、前記制限値を下回っている間、特定された前記負荷に依存して追跡される、
   請求項１記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）を動作させるための方法。
3. 電気外科手術用ジェネレータ（１２）を動作させるための方法であって、前記方法は、
   ・出力交流電圧を生成し、前記出力交流電圧を前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）の出力部（１８）に供給するステップであって、前記出力交流電圧に対して出力交流電圧最大値が規定されているステップと、
   ・前記出力部（１８）に印加されている負荷を特定し、前記負荷を制限値と比較するステップであって、前記制限値は、前記制限値を下回っていることが蒸発段階の存在を示唆することとなるように選択されているステップと、
   ・前記出力部（１８）に印加されている前記出力交流電圧における直流電圧成分を検出するステップと、
   を含み、
   ・前記制限値を上回り、かつ前記出力部（１８）に印加されている前記出力交流電圧における直流電圧成分が検出されない場合にはすぐに、直流電圧成分が検出される場合に規定される出力電圧最大値よりも大きい出力交流電圧最大値が規定され、
   前記方法は、
   ・前記出力交流電圧最大値に基づいて、前記出力交流電圧を制御するステップを含む、
   電気外科手術用ジェネレータ（１２）を動作させるための方法。
4. 電気外科手術用ジェネレータ（１２）を動作させるための方法であって、
   前記方法は、請求項１および３記載のステップを含む、
   電気外科手術用ジェネレータ（１２）を動作させるための方法。
5. 動作中に生体組織（５２）のプラズマ切断のための電気外科手術用器具（１４）に高周波交流電流を出力するように構成された電気外科手術用ジェネレータ（１２）であって、
   前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）は、前記電気外科手術用器具（１４）に接続するための出力部（１８）を有し、これにより、動作中に前記出力部（１８）に接続された前記電気外科手術用器具に高周波交流が供給され、前記出力部（１８）に接続された負荷のインピーダンスが特定され、
   前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）は、インピーダンス特定ユニット、電圧検出ユニット（４０）および出力電圧制御ユニット（３６）をさらに有し、これらのうち、
   前記出力電圧制御ユニット（３６）は、前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）の出力交流電圧を、規定された出力電圧最大値に従って開ループ制御または閉ループ制御するように構成されており、
   前記インピーダンス特定ユニットは、動作中に前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）の前記出力部（１８）に印加されている負荷のインピーダンスを特定するように構成されている、
   電気外科手術用ジェネレータ（１２）において、
   前記出力電圧制御ユニット（３６）は、前記出力交流電圧を、出力電圧最大値に依存して制御するように構成されており、前記出力電圧最大値は、少なくとも初期段階の一部の間、後続する平衡段階中における出力電圧最大値とは異なる出力電圧最大値である、
   電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
6. 前記出力電圧制御ユニット（３６）は、前記出力交流電圧を、出力電圧最大値に依存して制御するように構成されており、
   前記出力電圧最大値は、出力値に依存して、蒸発段階中における出力電圧最大値が、後々の平衡段階中における出力電圧最大値よりも小さくなるように、動作中に設定される、
   請求項５記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
7. 前記出力電圧制御ユニット（３６）は、前記出力交流電圧を、出力電圧最大値に依存して制御するように構成されており、
   前記出力交流電圧最大値は、前記インピーダンス特定ユニットの出力値に依存して、かつ／または、前記電圧検出ユニット（４０）の出力値に依存して、点火段階中における出力電圧最大値が、点火段階に後続する平衡段階中における出力電圧最大値よりも大きくなるように、動作中に設定される、
   請求項５または６記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
8. 前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）は、検出されたインピーダンスに基づいて、前記蒸発段階を検出するように構成されている、
   請求項５から７までの少なくとも１項記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
9. 前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）は、前記電気外科手術用ジェネレータの前記出力部におけるインピーダンスが所定の尺度を超えて増加したことに基づいて、前記蒸発段階の終了を検出するように構成されており、
   前記所定の尺度は、好ましくは、前記蒸発段階の開始時に前記インピーダンス特定ユニットによって検出されたインピーダンスから導出されており、好ましくは、前記インピーダンスの所定の倍数である、
   請求項８記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
10. 前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）は、前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）の前記出力部に印加されている電圧における直流電圧成分に基づいて、前記点火段階の終了を検出するように構成されている、
    請求項５から９までの少なくとも１項記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
11. 前記出力電圧制御ユニット（３６）は、前記蒸発段階の間、前記インピーダンス特定ユニットおよび／または前記電圧検出ユニットのその時々の実際の出力値に依存して追跡された出力電圧最大値を使用するように構成されている、
    請求項５から１０までの少なくとも１項記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
12. 前記出力電圧制御ユニット（３６）は、前記蒸発段階の間、前記蒸発段階のために固定的に規定された出力電圧最大値を使用するように構成されている、
    請求項５から１０までの少なくとも１項記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
13. 前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）は、３００Ｖを超える最大出力交流電圧と、４Ａを超える最大出力交流電流と、を供給することができるように構成されている、
    請求項５から１２までの少なくとも１項記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）。
14. 請求項５から１３までの少なくとも１項記載の電気外科手術用ジェネレータ（１２）と、電気外科手術用器具（１４）と、を有する電気外科手術用システム（１０）であって、
    前記電気外科手術用器具（１４）は、前記電気外科手術用ジェネレータ（１２）の出力部（１８）に接続されているか、または接続可能であり、
    前記電気外科手術用器具（１４）は、アクティブ電極（２２）と、少なくとも１つの対向電極（４４．１，４４．２）と、少なくとも１つの液体管路と、を有し、
    前記少なくとも１つの液体管路は、動作中に前記アクティブ電極（２２）の周りに導電性液体を流すことができるように、前記アクティブ電極（２２）に対して相対的に配置されている、
    電気外科手術用システム（１０）。
15. 前記アクティブ電極は、ループ電極またはボタン電極として構成されている、
    請求項１４記載の電気外科手術用システム（１０）。
16. 前記電気外科手術用器具（１４）は、切除鏡である、
    請求項１４または１５記載の電気外科手術用システム（１０）。

Images