JP2023084692A - 漏れ電流検出機能を備えた電気外科発電機 - Google Patents

Abstract

【課題】漏れ電流の簡単で確実な検出を可能にする改良された電気外科発電機を提供する。【解決手段】漏れ電流検出装置６は、入力部が出力ラインのアクティブライン４１、ニュートラルライン４２に容量結合部７１，７２を介して接続されるバイポーラの分圧器７３を備える電圧測定装置７を有する。非対称検出器は、分圧器７３において上側電圧と下側電圧を比較し、下側電圧に対する上側電圧の比率が所定の固定比率からずれている場合、漏れ電流のための障害信号を出力する。出力された信号により、外科医への警告や、自動化された迅速なシャットダウンの開始信号として機能し、患者の保護が向上する。【選択図】図３

Description

本発明は、高周波交流電圧を電気外科器具に出力するように構成された電気外科発電機に関する。前記電気外科発電機は、出力ラインを介して電気外科器具の接続用の出力部に印加される高周波交流電圧を生成する高電圧用インバータと、前記出力部に接続された電気外科器具用の漏れ電流検出装置とを備える。

電気手術または高周波手術において、人体の組織に高周波交流電圧を入力し、特に、これによる加熱によって組織を切断ないし切り取るために、電気メスなどの電気外科器具が使用される。このことの利点の１つは、切断と同時に、影響を受けた血管を閉じることによって止血することも可能であり、電気外科器具は、例えば凝固などのさらなる用途も想定されることである。

この目的のためには、かなりの電力が必要であり、特に、２００ｋＨｚ～４０００ｋＨｚの周波数、通常は約４００ｋＨｚの電力が必要である。このような周波数において、身体組織は、オーム抵抗のように作用する。ただし、比電気抵抗は組織の種類に大きく依存し、筋肉、脂肪、または骨の比電気抵抗は互いに大きく異なり、具体的には最大で１０００倍ほど異なる。このことの影響として、動作中において、電気メスの負荷インピーダンスは、切断される組織に応じて急速かつ大幅に変化する可能性があり、実質的に無限大から始まり、器具が組織に近づくにつれて、仮想短絡に至ることがある。このことは、電気外科発電機と、特に、そのための高電圧設備とに、他の技術分野では生じない特別かつ独自の要求を課すことになる。

これらの独自の要求を満足するために、電気外科発電機は、通常、電気外科器具に電力供給するためのインバータを有するように構成され、電気外科器具には整流電流が供給される。インバータは、典型的には、ＬＣ共振回路を有する自励式のシングルエンド発電機として具体化される。この構成は価値があることが証明されている。さらに、本願出願人は、インバータとしてマルチレベルインバータを提供する電気外科発電機の設計を開発した。したがって、発生する交流電圧の周波数、振幅、および波形は、実質的に自由に調整され得る。必要とされる高電圧は、出力トランスによって実現される。

電気外科発電機によって出力され得る高出力電圧を考慮すると、患者を保護することが特に重要である。このことには、特に電気外科発電機の一方の電極から他方の電極への、患者における電流の通過を制御することが含まれる。この場合、電気外科器具に接続された電極は、通常、アクティブ電極と呼ばれる。実施形態によっては、他方の電極も同様に、電気外科器具に接続されるか、又は、電気回路を閉じるために表面接触電極を介して患者に接続されてもよい。このことが完全になされ、漏れ電流が発生しないことが重要である。漏れ電流の発生は、患者にとって危険になり得る。

したがって、電気外科発電機の安全な動作のためには、漏れ電流の発生が迅速かつ確実に検出されることが重要である。この目的のために、電気外科発電機の出力接続部に電流センサを設けることが知られている。これらのセンサは、発電機の内部構造による憂慮すべき影響を避けるために、接続部のすぐ近くに配置されることが好ましい。既知の電気外科発電機の場合、電流測定の目的で、アクティブ電極に流れる電流と表面電極を介して戻る電流との差を確認する一種の障害電流測定を実行することが典型的な方法である。この目的のために、変圧器の原理に従って動作する電流センサ（変流器）が知られている。この構成の欠点は、センサシステムが、複雑であり、特定の構造的スペース要求を有することである。なぜなら、センサシステムは、通常、誤測定を避けるために出力部のすぐ近くに配置される必要があるためである。

本発明は、漏れ電流の簡単で確実な検出を可能にする改良された電気外科発電機を提供するという課題に対処する。

本発明に係る解決策は、独立請求項の特徴に存在する。従属請求項は、有利な展開に関する。

電気外科器具に高周波交流電圧を出力するように構成された電気外科発電機が、電気外科器具の接続のための出力部に出力ラインを介して印加される高周波交流電圧を発生させる高電圧用のインバータと、前記出力部に接続された電気外科器具のための漏れ電流検出装置と、を備える場合において、本発明は、電圧測定装置と非対称検出器とを備えるように構成された漏れ電流検出装置を提供する。前記電圧測定装置は、その入力部によって、前記出力ラインのアクティブライン及びニュートラルラインに対して容量結合部を介してそれぞれ接続される。前記電圧測定装置は、所定の固定分圧比（固定比率）を有するバイポーラの分圧器を備える。前記電圧測定装置は、前記容量結合部が適用される上側接続部及び下側接続部と、中央タップとを備える。前記非対称検出器は、前記上側接続部と前記中央タップとの間の上側電圧を、前記下側接続部と前記中央タップとの間の下側電圧と比較し、前記下側電圧に対する前記上側電圧の比率が前記所定の固定分圧比（固定比率）からずれている場合、漏れ電流のための障害信号を出力するように構成されている。

本発明の本質は、出力ラインにおける２つのラインにおいて、電圧の測定を実行するという概念である。このことは、分圧比が所定の固定比率である分圧器を使用して、異なる電圧測定という意味で行われる。したがって、２つの測定信号が、ライン毎に１つずつ得られる。これらの測定信号は、非対称検出器に送られ、非対称検出器は、２つの測定電圧が所定の固定比率内にあるかどうかをチェックする。所定の固定比率内にない場合は、２つの測定電圧のうちの一方が想定値から逸脱していることを意味する。このことは、影響を受けたラインでの漏れ電流の発生によって起こり得る。漏れ電流の発生は、例えば、手術を受ける患者が（保護導体によって）接地された金属部分に触れているという事実が原因で、当該ライン上に接地への低インピーダンスパス（地絡）があることを示す。その結果、潜在的に危険な漏れ電流が発生する。

この場合、本発明では、漏れ電流の発生により、バイポーラ分圧器を用いた電圧測定の結果が変化するという洞察が利用され、当該変化は、非対称検出器によって検出されて信号で伝えられる。信号伝達は、電気外科発電機の使用者（外科医）への警告であり、さらに、出力されるＡＣ電圧の例えば自動化された迅速なシャットダウンのための開始信号として機能し得る。これにより、患者を効果的に保護できる。

本発明に係る、バイポーラ分圧器を有する電圧測定装置によれば、差動タイプの測定が行われ、これにより、干渉に対する顕著な耐性を示す。したがって、本発明に係る電圧測定装置は、従来技術とは異なり、出力ラインのどこにでも配置可能であり、出力部に直接配置される必要はない。変圧器の原理に従って動作する変流器などの、複雑な測定トランスデューサは必要ない。これにより、配置に関してより多くの設計の自由度がもたらされ、電気外科発電機の構造が簡素化され、本発明に係る漏れ電流検出装置の統合も簡素化される。その結果、漏れ電流を検出する従来の方法よりもロバスト性および信頼性が高くなり、患者の保護がさらに向上する。

使用されるいくつかの用語の説明が以下に示される。バイポーラ分圧器を有する電圧測定装置は、２つの電圧を同じ方法で測定する電圧測定装置を意味すると理解される。理想的には、当該電圧測定装置は、測定を定義するコンポーネントに関して対称的に構築され、これにより、測定ゲインと周波数応答に関して同一の比率が存在する。当該電圧測定装置の特別なケースは、両側で同一のインピーダンスを有する対称分圧器である。対称分圧器は必須ではなく、この場合、少なくとも分圧器のインピーダンスが互いに、（分圧器の所望の分圧比によって決定されるような）所定の固定比率内にあれば十分である。ここで関係するインピーダンスは、特に、上側接続部と中央タップとの間、および、中央タップと下側接続部との間に配置されるインピーダンスである。前記固定比率は、バイポーラ分圧器のインピーダンスの比率（例えば２：１）によって定義される。インピーダンスの大きさが等しい場合、つまり分圧器が対称である場合、固定比率は１：１である。バイポーラ分圧器が対称分圧器である場合のこの特別なケースは、特にクリアなレイアウトを有する回路構造を提供可能であるため、好ましい実施形態である。

非対称検出器によって行われる比較は、通常、電圧レベル（振幅および／または二乗平均平方根値）の比較であり、当該比較は、単に等価であるかどうかだけでなく、場合によっては所定の固定比率が存在するかどうかをチェックするという意味で広く理解されるべきである。この意味において、等価でない場合、または所定の固定比率が存在しない場合に、非対称性が存在する。非対称検出器は、このこと（等価であるか、又は所定の固定比率が存在するか）をチェックするように構成されている。

電気外科発電機の分野において、「高周波」は、典型的には２００ｋＨｚ～４０００ｋＨｚの範囲の周波数を意味すると理解される。「高電圧」は、通常、最大１０ｋＶ、好ましくは最大５０００Ｖの電圧を意味すると理解される。

電気外科発電機によって提供される電力は、典型的には１～５００ワットの範囲であり、負荷インピーダンスは大きく変化してもよく、これに応じて出力電圧および電力出力も同様に大きく急速に変化し得る。

非対称検出器は、最小閾値を有してもよく、最小閾値未満では、障害信号がまだ出力されない。障害信号は、最小閾値を超えた場合にのみ出力される。したがって、特定の許容閾値が定義（規定）され得る。これにより、漏れ電流がまだ低く、危険ではない場合に生じ得るような微小の偏差が発生した場合には、障害信号がまだ始動されないようにすることができる。これにより、不要な早期シャットダウンが防止される。

最小閾値は、好ましくは電気外科発電機の動作モードおよび／または接続される器具に応じて、調整可能であってもよい。このことには、電気外科発電機の異なる動作モード、特に、異なるプログラムモードが、患者にとって異なる程度のリスクを意味するという洞察が利用される。この点に関して、大きなデューティサイクルを有するクロックモードの場合、高いパルス状のピーク電圧が達成される。このことは、より高い脅威を構成する可能性があるため、最小閾値をより低く設定する必要がある。これに応じて、他のモードについては、より寛大な設定がなされ得る。さまざまな構成の電気外科器具に対して、同じことが、適宜必要な変更を加えて適用される。この場合、最小閾値を決定する際に、電気外科器具の異なる設計、ひいては患者に及ぼすリスクがさらに考慮され得る。特に、最小閾値は、器具に依存する方法で定義され得る。好ましくは、器具に割り当てられ、最小閾値の値が記憶されるメモリに、最小閾値が定義され得る。前記メモリは、器具上または電気外科発電機内に設けられてもよい。

出力ラインは、しばしば、その出力部において、アクティブ電極用およびニュートラル電極用の接続部を備えている。ニュートラル電極は、通常、用途に応じて、広い範囲で患者に接続されるように設けられる。この場合、器具につながるアクティブ電極と、患者につながる大面積のニュートラル電極とについて、異なる最小閾値が調整可能であれば便利である。このことは、本発明に係る電圧測定装置の場合、異なる最小閾値の設定によってなされ得ることが好ましい。

本発明のさらなる特定の利点によれば、非対称検出器は、漏れ電流用の極性検出器をさらに備える。これにより、出力ラインにおける２つのラインのうちのいずれにおいて漏れ電流が発生しているかを識別することが可能になる。特に、アクティブ電極またはニュートラル電極のいずれで漏れ電流が発生するかを迅速に知らせることが可能であり、これにより、外科医は、対応する対策を開始しやすくなる。好ましくは、この目的のために、非対称検出器は、アクティブ電極またはニュートラル電極のいずれで漏れ電流が発生するかを適宜知らせるように、ディスプレイ装置と交信（相互作用）する。

１つの適切な実施形態において、非対称検出器は、２つの入力部を有する比較器を有し、当該２つの入力部のうちの一方に前記上側接続部が接続され、他方の入力部に前記下側接続部が接続される。比較器により、信頼性が高く、それほど複雑ではない方法で非対称性を検出することが可能になる。特に、アナログ技術を使用して比較器を構成することが可能である。これにより、迅速な処理と高い信頼性が得られる。このことは、比較器が演算増幅器によって実現される場合に特に当てはまる。非対称検出器の別の適切な実現として、非対称検出器は、下流側に接続された閾値切換部（閾値スイッチ）、特にシュミットトリガを有する差算出部を備えてもよい。

非対称検出器は、ＡＤコンバータ（アナログ／デジタル変換器、ＡＤＣ）を有することが好ましい。これにより、デジタル信号処理の利点が得られる。このことは、アナログ信号とは対照的に耐干渉性に関する利点（漏れ電流のような弱くて小さな振幅の信号に関して特に重要である。）を提供し、これにより、測定精度が向上しつつ、後続の信号処理ユニットの配置に関する柔軟性も、干渉プルーフデジタル信号が供給されていることにより向上する。このように向上する柔軟性は、特に電気外科発電機内の構造的配置に関して適用可能であり、このことは、出力出口での限られたスペースを考慮すると、意義深い実用上の利点である。構造的配置とは関係なく高い（デジタル）信号品質が維持されるため、従来は必要であった（アナログ）信号品質と構造的配置との間の妥協は、もはや必要ではない。

特に、非対称検出器の入力側にＡＤコンバータ（アナログ／デジタル変換器、ＡＤＣ）が配置されることが好ましい。前置増幅後に適用可能である場合、上側接続部および下側接続部に直接配置されることが特に好ましく、これにより、信号経路に沿ってかなり早い段階でデジタル信号への変換を達成できる。この目的のために、便宜上、２つのＡＤコンバータが設けられてもよいし、二重のＡＤコンバータが設けられてもよい。これにより、干渉のないデジタル信号への移行が、漏れ電流の信号を生成した直後にすでに行われているという利点がもたらされる。好ましくは、このことは、非対称検出の前に実行され、これにより、すでにデジタル領域にある非対称の分析が可能になる。これにより、デジタル信号処理の利点は、非対称検出のためにすでに実現され得る。

さらに、シグナルチェーンにおけるできるだけ早い段階でアナログ／デジタル変換が行われることで、非対称検出器および／または信号処理のための他の後続ユニットにおいて、高度な分析機能、特にスペクトル分析や周波数ドメインでの分析を実現できるという利点がもたらされる。このようなスペクトル分析により、特に高調波周波数成分が評価され得る。この目的のために、非対称検出器は、高度な分析機能、特にスペクトル分析用、または周波数ドメインでの分析用に構成されてもよい。これにより、評価精度、ひいては検出精度が向上しつつ、さまざまな種類の電気外科器具に対する柔軟性も向上する。

さまざまな種類の電気外科器具（対応する電気外科発電機が製造された後にのみ利用可能になる器具を含む）に対する柔軟性は、電気外科器具に応じて異なる閾値を提供することによって向上し得る。当該閾値は、デジタル信号処理による特に簡単で好ましい方法において考慮され得る。このことは、例えば、電気外科発電機に記憶された器具の個々の閾値によって、又は、それぞれの器具のメモリに値として記憶された対応する最小閾値によって、達成され得る。これにより、ＡＤコンバータは、将来の器具に関しても、さまざまな最小閾値を簡素に実現することができる。これにより、電気外科発電機の柔軟性と将来の保証性が向上する。

容量結合部は、分圧器に対して、高インピーダンスで構成されることが好ましく、より好ましくは少なくとも１００倍、特に少なくとも１０００倍の高インピーダンスで構成されてもよい。便宜上、容量結合部は、ピコファラッドの範囲、好ましくは最大で２０ピコファラッドのコンデンサを有する。このような高インピーダンスの容量結合部は、（アクティブライン及びニュートラルラインから見て）容量結合部の背後に配置された分圧器が「高電圧フリー」である、つまり高電圧にさらされないという利点をさらに提供する。したがって、高電圧のロバスト性要素（特定のコンデンサ）は必要ない。このことは、一方で高電圧のロバスト性と、他方で精密公差および分圧比の決定精度との間でしばしば目的の矛盾が生じるため、重要な実用上の利点である。

便宜上、分圧器は容量方式（容量性）で構成される。これにより、ＤＣ電流の影響が回避され、特に容量結合部との相互作用において、好ましい周波数応答動作が可能になる。さらに、抵抗分圧器と比較して、容量性の実施形態によれば、特に、望ましくないＤＣ電流に対して、さらなる分離が提供される。

有利には、分圧器の中央タップは、固定電位（固定された電位、一定電位）に接続される。これにより、電圧測定用の仮想の接地（グランド）、すなわち、明確な基準電位（接地電位）が作成される。特に、中央タップを保護導体に接続し、これによって電気的に接地（保護接地、保護グランド、保護アース）するための準備（対策）がなされ得る。このことには、漏れ電流が流れる可能性のある同じ電位に中央タップが接続されるという利点がある。好都合なことに、この目的のために、測定電子機器も接地（保護接地、保護グランド、保護アース）される。

さらに、漏れ電流検出装置が、電流の大きさ、特に漏れ電流の大きさを決定するための別個の装置と交信（相互作用）するように準備（対策）がなされ得る。特に患者の安全のために、漏れ電流が存在することを迅速かつ確実に検出することが特に重要である。二次的な考慮事項は、漏れ電流の原因となる障害の位置を特定するための貴重な追加情報を提供するために、漏れ電流のある程度の大きさを確認できるという更なる利点があることである。例として、そのような装置は、電気外科発電機の動作コントローラと交信（相互作用）するように構成される。動作コントローラに一般的に存在する出力ラインにおける電流の測定値に基づいて、前記装置は、非対称検出器による漏れ電流の検出の直前と直後の電流出力全体の電流測定値を互いに比較することができ、これに基づいて、漏れ電流の大きさの測定値を特定（判断）することができる。

以下、次の添付図面を参照する有利な例示的実施形態に基づいて、本発明がより詳細に説明される。

接続された電気外科器具を備えた１つの例示的な実施形態に係る電気外科発電機の概略図を示す。 図１の電気外科発電機に関するブロック図を示す。 漏れ電流検出装置を備えた測定センサの例示的な回路図を示す。 図３に関する非対称検出器の一例を示す。 図３に関する非対称検出器の別の例を示す。 漏れ電流がない場合における測定電圧に関する図を示す。 漏れ電流がある場合における測定電圧に関する図を示す。

図１に、本発明の１つの例示的な実施形態に係る電気外科発電機が示されている。参照符号１で全体的に示される電気外科発電機は、電気外科器具１６用の接続部（出力接続部）１４が設けられたハウジング１１を備える。図示された例示的な実施形態において、電気外科器具は電気メスである。電気メスは、高電圧接続ケーブル１５を介して電気外科発電機１の接続部１４に接続される。別の接続ケーブル１５’が手術台９８に導かれ、手術台９８で対電極１６’に接続される。対電極１６’は、手術を受ける患者９９における広い領域にわたって配置されるように構成される。電気外科器具１６への電力出力は、電力コントローラ１２によって変更され得る。

次に、特に図２を参照して、電気外科発電機１の構造が説明される。電気外科発電機１に電力を供給するために、ＤＣ電圧源（直流電圧源）２が設けられている。ＤＣ電圧源２は、供給システム接続ケーブル１３を介して公共電力供給システムに接続されてもよいし、高電圧電源ユニット（高電圧電源（ＨＶＰＳ））を介して給電されてもよい。電源ユニット２２は、整流器を備え、図示の例示的な実施形態ではＤＣ電圧リンク回路（直流電圧リンク回路）２４に給電する。なお、電源ユニット２２からの電力供給は必須ではなく、特に、車両に設置された電気外科用発電機の場合、又は、移動病院または仮設病院に設けられる電気外科発電機の場合、例えばＤＣ電圧（直流電圧）の直接供給など、他のタイプのＤＣ電圧源２も考えられることに留意されたい。

ＤＣ電圧の大きさは、典型的には１０ボルトと約５００ボルトとの間であり、最新の電気外科用発電機の場合は、しばしば４８ボルトである。ＤＣ電圧の大きさは、固定されても可変であってもよく、特に、高電圧を生成するインバータの設計に依存する。ＤＣ電圧の絶対的な大きさは、特に、電力セット、電気外科器具１６の種類、および／または、電気外科器具１６の負荷インピーダンスに依存してもよく、ひいては、治療される組織の種類に依存する。

インバータ３は、ＤＣ電圧源２によって給電され、供給されたＤＣ電圧から、２００ｋＨｚと４ＭＨｚとの間の範囲の周波数を有する数キロボルトの高電圧範囲における高周波ＡＣ電圧（高周波交流電圧）を生成する。提供されるインバータ３は、例えば、発振器によって自励方式で駆動される、いわゆるシングルエンドのコンバータであってもよく、この場合は、一般に、可変電圧のＤＣ電圧源２によって電力供給される。本実施形態の電気外科発電機は、概念的簡素という利点を提供可能であり、概して、生成された高電圧を、機器内部の出力ライン４を介して電気外科器具１６のための接続部１４に直接印加する。ただし、これに代えて、インバータ３は、狭義のインバータとして構成されてもよい。この場合、電力および出力される電圧の設定は、インバータ自体によって行われるため、可変ＤＣ電圧源２は必要なく、むしろ固定電圧（例えば４８Ｖ）を有するもので十分である。当該インバータは、いわゆる電流弁としてパワー半導体スイッチを有する。パワー半導体スイッチは、高周波の高電圧を生成する目的で、例えばＰＷＭ制御として知られているパルス幅変調を用いて、それ自体知られている方法でインバータコントローラ３１によって駆動される。したがって、当該インバータによって生成される高周波高電圧は、周波数と波形に関して実質的に自由に調整可能である。当該インバータによって生成され高周波電圧は、典型的には、ローパスフィルタと、発電機内部の出力ライン４への昇圧用の出力変圧器（図示せず）とを介して、電気外科器具１６のための接続部１４に出力される。

さらに、インバータ３によって生成される高電圧の電圧および電流は、電圧センサ１７および電流センサ１８によって測定され、測定信号は、処理ユニット１９に送られる。処理ユニット１９は、出力される電圧、電流、および電力に関する対応するデータを、電気外科発電機１の動作コントローラ１０に適用する。電力コントローラ１２も、動作コントローラ１０に接続されている。動作コントローラ１０はさらに、いわゆる様々なモードを設定するように構成されており、これらのモードは通常、記憶された電圧／時間プロファイルを含む。ただし、これらのモードは、出力される高周波高電圧の波形を含む事前定義を含んでもよい。

生成される高周波高電圧は、アクティブ電極（活性電極）用のライン（アクティブライ、上側ライン）４１と、ニュートラル電極（中性電極）用のライン（ニュートラルライン、下側ライン）４２とを有する出力ライン４を介して、接続部１４に印加される。電気外科発電機によって出力される電圧の高周波により、寄生容量がライン４１、４２に作用する。寄生容量は、図３において容量素子４８、４９によって表される。

電気外科器具１６は、接続部１４に接続される。図示の例示的な実施形態において、電気外科器具１６は、アクティブ電極を有するライン４１に接続されたモノポーラ（単極）器具である。ただし、バイポーラ（双極）器具（図示せず）の使用も可能である。電気回路を閉じるために、対電極１６’が接続ケーブル１５’を介してライン４２に接続される。対電極１６’は手術台９８上に位置しており、手術を受ける患者９９は手術台の上に横たわっている。対電極１６’は、適切な位置において広域にわたって患者９９に接続される（このことは、図１において単に象徴的に示されている）。次に、外科医が電気外科器具１６を患者９９上に配置すると、患者９９の身体組織を介して電気回路が閉じられる。器具１６先端に直接位置する身体組織は、そこに作用する接触抵抗の結果として加熱され、使用される電気外科器具１６に応じて、切断、焼灼、凝固などされる。

電気回路が、他の場所、特に患者９９の身体部分を介して（も）閉じられているかどうかは重大である。当該場所には、制御されない漏れ電流が発生する。このことは、患者の安全、場合によっては医療関係者の安全にとっても、相当なリスクである。このことを検出するために、漏れ電流検出装置６が設けられている。

ここで、さらなる説明のために図３が参照される。図３において、インバータ３は、図の左側部分にＡＣ電圧源（交流電圧源）として象徴的に示されている。該電圧源の電圧は、それぞれアクティブ電極用およびニュートラル電極用のライン４１、４２を有する出力ライン４を介して、電気外科器具１６用の接続ケーブル１５に出力される。電気回路は、さらなる接続ケーブル１５’を介して閉じられる。図３には、電気外科器具１６および対電極１６’も、負荷抵抗器として象徴的に表されている。

漏れ電流検出装置６は、バイポーラ型の分圧器７３を有するバイポーラ型の電圧測定装置７と、非対称検出器８とを備える。電圧測定装置７は、出力ライン４におけるアクティブ電極用およびニュートラル電極用のライン４１、４２上で電圧測定を実行するように構成されている。例示的な実施形態において、電圧測定装置７のバイポーラ分圧器は、一例として、１：１の分圧比を有する対称分圧器７３として構成される。対称分圧器７３は、中央タップ７７で互いに接続された上側測定キャパシタンス部７４及び下側測定キャパシタンス部７５を有する容量性分圧器として構成される。それぞれの測定キャパシタンス部７４、７５の他方の接続部は、分圧器７３の上側接続部７８および下側接続部７９にそれぞれ配置されている。測定キャパシタンス部の静電容量の大きさは、ナノファラッド（ｎＦ）の範囲の大きさであり、例えば約１０ｎＦである。

ライン４１、４２の電圧を可能な限り摂動なく測定するために、対称分圧器７３は、高インピーダンス結合を介してライン４１、４２に接続される。高インピーダンス結合は、低静電容量を有する２つのコンデンサ、すなわち、ライン４１と分圧器７３の上側接続部７８との接続部としての第１のコンデンサ（第１の容量結合部）７１、および、ライン４２と分圧器７３の下側接続部７９との接続部としての第２のコンデンサ（第２の容量結合部）７２によって実現される。２つのコンデンサ７１、７２は、ピコファラッド範囲の静電容量、例えば約３ｐＦの静電容量を有する。

上側接続部７８および下側接続部７９は、出力接続部として分圧器７３から引き出されている。上側接続部７８および下側接続部７９は、下流側に接続された非対称検出器８の入力部８１、８２に適用される。非対称検出器８は、上側接続部７８および下側接続部７９のそれぞれにおいて分圧器７３からもたらされる２つの電圧を互いに比較し、これらの電圧が所定の固定比（本実施例では分圧器が対称であるため、固定比は１：１である）を有するかどうか、つまり、同じ大きさの振幅（または二乗平均平方根値）を有するかどうかをチェックするように構成される。なお、電圧測定装置７および非対称検出器８の実施形態では、両方の電圧が正確に同一の大きさを有することは必須ではなく、両方の電圧が予め規定（事前定義）された固定比率（一定比率）を有するように構成されてもよいことに留意されたい。以下、簡単にするために、両方の電圧の大きさが等しくなるように意図されている場合のみが説明されるが、以下の説明は、必要に応じて変更を加えることで、他の事前定義された固定比率にも適用可能である。非対称検出器８の入力部８１、８２は、比較器８３の正および負の入力部にそれぞれ接続される。比較器８３は、２つの印加電圧をこれらの大きさに関して比較し、一方の電圧が他方よりも高いか否かを知らせる対応する出力信号を出力するように構成される。実施形態に応じて、比較器８３の出力信号は、偏差に比例してもよいし、デジタルであってもよい。すなわち、比較器８３の出力信号は、等価が存在するか否かに関する情報のみを提供する。

この場合、比較器８３の出力は、障害信号として直接機能することができ、例えば音響信号発生器、又は警告ホーン９形態の信号装置に適用（印加）され得る。

制御動作中、対称分圧器７３によって上側接続部７８および下側接続部７９において出力される電圧は、図５にも示されているように、大きさが等しい。図５において、曲線Ｉは、上側接続部７８に存在する電圧Ｕ_Ｈのプロファイルを示し、曲線ＩＩは、下側接続部７９に存在する電圧Ｕ_Ｌのプロファイルを示す。図示の例では、障害状況が存在しない条件、特に、電気外科器具１６のライン（接続ケーブル）１５、１５’の領域、又は、患者９９及びその支持体（手術台）９８に地絡がない条件において、２つの電圧は、大きさが等しく、インバータ３によって出力される電圧Ｖ１の半分に対応する。比較器８３は、電圧の大きさが等しく、障害信号を出力しないことを確認する。

障害状況が存在する場合、すなわち、例えば、患者９９の身体の一部分が接地された要素（接地された金属部分）に接触する場合などは、状況は異なる。この場合、接地に対する寄生インピーダンス９７が形成され、寄生インピーダンス９７を介して漏れ電流が流れる。したがって、電圧測定装置７によって確認される上側接続部７８および下側接続部７９における電圧は、もはや大きさが等しくなくなる。図６に示すように、ライン４１の電圧、すなわち上側接続部の電圧は、漏れ電流のせいで低下する。結果として、曲線Ｉで表されるＵ_Ｈの電圧プロファイルは、ゼロラインに近づいていく。対照的に、曲線ＩＩによって表される下側接続部７９における電圧Ｕ_Ｌは維持される。図６から明らかなように、漏れ電流が発生すると、電圧の大きさは等しくならず、相当な差が生じる。このことは、非対称検出器８の比較器８３によって確認される。非対称検出器８（比較器８３）は、警告ホーン９に送られる対応する障害信号を出力し、これにより、漏れ電流の存在について容易に知覚可能な警告信号を外科医に提供する。同時に、障害信号は、電気外科発電機１の動作コントローラ１０に接続されてもよく、これにより、電気外科発電機１は、例えば、インバータ３の迅速なシャットダウン（停止）によって、検出された障害状況に反応することができる。

わずかな偏差の場合にはまだ障害信号が始動されないようにすることが意図される場合、閾値切換部（閾値スイッチ）として、シュミットトリガ８５が設けられてもよい。シュミットトリガ８５は、調整可能な閾値（閾値信号）８５’を有する。このようにして、障害信号が始動される前に、上側接続部７８と下側接続部７９との電圧差について許容される大きさを設定することが可能である。

便宜上、極性検出器８７がさらに設けられる。極性検出器８７の入力部は比較器８３に接続されている。したがって、比較器８３の結果からの信号を使用することで、漏れ電流がアクティブ電極を有する上側ライン４１から離れて流れているのか、若しくは接続ライン（接続ケーブル）１５から離れて流れているのか（いわゆる「ＡＥ」障害）を確認したり、あるいは、漏れ電流がニュートラル電極を有する下側ライン４２から離れて流れているのか、若しくは接続ライン（接続ケーブル）１５’ から離れて流れているのか（いわゆる「ＮＥ」障害）を確認したりすることができる。これに応じて、極性検出器８７は、信号灯（ディスプレイ）８９、８９’を駆動し、ＡＥ障害またはＮＥ障害の存在を適宜知らせる。

図４ａおよび図４ｂに、代替実施形態として、非対称検出器８の変形例がそれぞれ示されている。図４ａに係る変形例の場合、２つのＡＤコンバータ（アナログ／デジタル変換器）８４、８４’が設けられる。上側接続部７８は、ＡＤコンバータ８４に接続され、該ＡＤコンバータ８４は、接続ライン（接続ケーブル）１５におけるアクティブ電極の電圧のための電圧信号を、対応する第１のデジタル信号に変換する。下側接続部７９は、ＡＤコンバータ８４’に接続され、該ＡＤコンバータ８４’は、ライン（接続ケーブル）１５’に存在するようなニュートラル電極の電圧のための電圧信号を、対応するデジタル信号に変換する。これらの２つのデジタル信号は、差要素８６の入力部に印加される。差要素８６は、デジタル技術、例えばマイクロプロセッサ技術を使用して構成される。２つのデジタル変換された電圧信号間の差の大きさを確立するためのチェックが行われる。当該差の大きさが同様にデジタル的に調整可能な閾値（図４ａには図示せず）を超えると、差要素８６の出力が活性化される。差要素８６の出力は、好ましくは音響の警告装置（警告ホーン）９に接続するための出力と、ディスプレイ８９、８９’が接続される２つのさらなる出力とを有する。ディスプレイ８９、８９’は、漏れ電流がアクティブ電極「ＡＥ」に割り当てられるべきか、若しくはニュートラル電極「ＮＥ」に割り当てられるべきかを示す。

図４ｂは、簡素化した変形例を示している。この変形例において、上側接続部７８における電圧および下側接続部７９における電圧のための分圧器７３からもたらされる信号は、例えばコンパレータ回路など、統合された差形成ユニット８８を有するシュミットトリガ８５に印加される。ここでも、図３のシュミットトリガ８５の場合のように、シュミットトリガのスイッチング閾値は、調整可能な閾値信号８５’によって調整され得る。

このようにして、本発明によれば、追加の費用をほとんどかけることなく、漏れ電流が発生するかどうかの確実な検出が可能になる。さらに、本発明によれば、ほとんど費用をかけずに、極性、すなわち前記漏れ電流がアクティブ電極「ＡＥ」またはニュートラル電極「ＮＥ」のいずれで発生するかを確認することができる。

警告ホーン９に加えて、非対称検出器８によって出力される障害信号は、動作コントローラ１０と相互作用する別個の装置８０に印加されてもよい。当該装置８０は、非対称検出器８が漏れ電流の発生を検出した場合に、漏れ電流の大きさを確認するように適切に構成されている。このことは、例えば、動作コントローラ１０による次の手順でなされ得る。とにかくそこに存在し、測定センサ（電流センサ）１８から生じるような出力ラインの電流の測定値に基づいて、前記装置８０は、非対称検出器８による漏れ電流の検出の直前と直後の電流出力全体の電流測定値を相互に比較し、これらを必要に応じてディスプレイ装置を介して出力する。

Claims (17)

1. 電気外科器具（１６）に高周波交流電圧を出力するように構成された電気外科発電機であって、
   前記電気外科器具（１６）の接続のための出力部（１４）に出力ライン（４）を介して印加される高周波交流電圧を発生させる高電圧用のインバータ（３）と、
   前記出力部（１４）に接続された前記電気外科器具（１６）のための漏れ電流検出装置（６）と、を備え、
   前記漏れ電流検出装置（６）は、電圧測定装置（７）と非対称検出器（８）とを備え、
   前記電圧測定装置（７）は、該電圧測定装置（７）の入力部によって、前記出力ライン（４）のアクティブライン（４１）及びニュートラルライン（４２）に対して容量結合部（７１，７２）を介してそれぞれ接続され、
   前記電圧測定装置（７）は、所定の固定比率を有するバイポーラの分圧器（７３）を備え、
   前記電圧測定装置（７）は、前記容量結合部が適用される上側接続部（７８）及び下側接続部（７９）と、中央タップ（７７）とを備え、
   前記非対称検出器（８）は、前記上側接続部（７８）と前記中央タップ（７７）との間の上側電圧を、前記下側接続部（７９）と前記中央タップ（７７）との間の下側電圧と比較し、前記下側電圧に対する前記上側電圧の比率が前記所定の固定比率からずれている場合、漏れ電流のための障害信号を出力するように構成されている、電気外科発電機。
2. 前記非対称検出器（８）は、最小閾値（８５’）を有し、該最小閾値未満では前記障害信号が出力されない、請求項１に記載の電気外科発電機。
3. 前記最小閾値（８５’）は、好ましくは、前記電気外科発電機（１）の動作モード及び／又は前記電気外科器具（１６）に応じて、調整可能である、請求項２に記載の電気外科発電機。
4. アクティブ電極とニュートラル電極とで、異なる前記最小閾値（８５’）が提供される、請求項２または請求項３に記載の電気外科発電機。
5. 前記最小閾値（８５’）は、好ましくは、前記電気外科器具に割り当てられて前記最小閾値（８５’）のための値が記憶されるメモリにおいて、器具依存的に規定されている、請求項３または請求項４に記載の電気外科発電機。
6. 前記非対称検出器（８）には、漏れ電流のための極性検出器（８７）が設けられている、請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の電気外科発電機。
7. 前記極性検出器（８７）は、アクティブ電極またはニュートラル電極に漏れ電流が生じているかどうかを知らせるように、ディスプレイ装置（８９，８９’）と交信する、請求項６に記載の電気外科発電機。
8. 前記非対称検出器（８）は、２つの入力部を有する比較器（８３）を備え、前記２つの入力部のうち、一方の入力部に前記上側接続部（７８）が接続され、他方の入力部に前記下側接続部（７９）が接続されている、請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の電気外科発電機。
9. 前記比較器（８３）は、好ましくは演算増幅器によって、アナログ技術を用いて構成されている、請求項８に記載の電気外科発電機。
10. 前記非対称検出器（８）は、下流側に接続された閾値切換部、特にシュミットトリガ（８５）を備えた差算出部（８８）として構成されている、請求項１から請求項９のいずれか１項に記載の電気外科発電機。
11. 前記非対称検出器（８）は、ＡＤコンバータ（８４，８４’）を有する、請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載の電気外科発電機。
12. 前記ＡＤコンバータ（８４，８４’）は、前記非対称検出器（８）の入力側に配置されている、請求項１１に記載の電気外科発電機。
13. 前記容量結合部（７１，７２）は、前記分圧器（７３）に比べて、好ましくは少なくとも１００倍だけ、特に少なくとも１０００倍だけ高インピーダンスにあり、好ましくは、前記分圧器（７３）は高電圧にさらされないように配置されている、請求項１から請求項１２のいずれか１項に記載の電気外科発電機。
14. 前記分圧器（７３）は容量性である、請求項１から請求項１３のいずれか１項に記載の電気外科発電機。
15. 前記中央タップ（７７）は、固定電位、好ましくは接地電位に接続されている、請求項１から請求項１４のいずれか１項に記載の電気外科発電機。
16. 前記漏れ電流検出装置（６）は、電流の大きさ、特に漏れ電流の大きさを特定するための装置（８０）と交信する、請求項１から請求項１５のいずれか１項に記載の電気外科発電機。
17. 前記分圧器（７３）は、対称分圧器である、請求項１から請求項１６のいずれか１項に記載の電気外科発電機。

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