JP5675616B2 - ソフト生成器 - Google Patents

Description

本発明は、請求項１の序文に記載の高効率の出力を生成するためのＨＦ手術生成器に関し、該生成器は、ＨＦパワーを生成するための第１ステージを有し、該ステージは第２ステージに連結され、第２ステージは、入力（Ａ，Ｂ）および出力（Ｃ，Ｄ）を有し、直列共振回路は、第２ステージの入力（Ａ，Ｂ）および出力（Ｃ，Ｄ）の間に位置する。

近年のＨＦ手術の一定の発展は、接触凝固（腫瘍の活力喪失）のための手順、（水中の）組織の分割および（水中の）組織の蒸散のための方法につながる。高連続出力および高出力および／または長アクティブ化時間を備えて動作するＨＦ生成器は、これらの手順を実行するために利用される。同時に、一方で、たとえば患者の監視または診断のための他の医療用電気機器との干渉があるため、利用されるＨＦ生成器の電磁両立性（ＥＭＣ）における要求は増加している。結果的に、それにもかかわらず要求される高いＨＦ出力を達成するような、ＨＦ生成器の固有の干渉耐性のために必要な対策は、相当な技術的開発努力によってのみ実現可能である。

スイッチトモードで電力半導体（power semiconductors）によって供給されるＨＦパワーの生成のための、直列および／または並列共振回路を含む回路配置が従来技術として知られている。ＨＦ生成器の出力特性のための重大な要素は、電源供給ユニット（任意の閉ループ制御システムを含む）の性質と同時に、閉ループ制御回路に合わせて可変な制御を果たすこともできる、これらの共振回路の設計、およびこれらが供給される方法にある。同時に、そのような共振回路の共振周波数および入力抵抗、したがって変換率は、基本的に負荷抵抗に依存する。共振回路を備えるＨＦ生成器を実現するための従来の回路配置において、直列および並列の共振回路は、上記の他の各負荷抵抗範囲と相互に作用するため、共振は、動作モードに依存する特定の周波数により分けられる。しかしながら、要求される高パワー出力を達成するためには、好ましくないほど高い電源供給ユニット電流が必要である。これは一方で、ＨＦ生成器の効率に悪影響を与え、他方でＨＦ生成器の非正弦入力電流による動作を招来し、ＨＦ生成器のＥＭＣ特性もまた悪化する。

図４ａおよび図５ａは、ＨＦパワー出力の生成に利用されるような従来の共振回路の異なる構成を示す。これらの場合において、負荷抵抗とは無関係の追加のインピーダンス変換のための構造Ｌｐ，Ｌ_２を利用した（漏出）変圧器を一体化することも可能である。

図４ｂ，ｃおよび図５ｃは、各構成における、共振周波数ｆｒの曲線、フィルタ負荷抵抗ＲＥ、および最大出力Ｐ_{ａ，ｍａｘ}および出力電圧Ｕ_{ａ，ｍａｘ}を負荷抵抗ＲＬの関数として示す図である。後者の両方は、さらに供給の種類に依存する。

この場合、対応する共振周波数の矩形波電圧の提供、および最大出力電圧Ｕ_０を備える電源供給ユニット、および最大出力電流Ｉ_０が想定される。これらの条件下において、最適な負荷抵抗Ｒ_ｏｐｔ＝Ｕ_０／Ｉ_０は、最適なフィルタ入力負荷ＲＥ_ｏｐｔ＝８／ｐｉ＾２＊Ｒ_ｏｐｔに変換される。

電源供給ユニットは、電流制限ＲＥ＜ＲＥ_ｏｐｔ、電圧制限ＲＥ＞ＲＥ_ｏｐｔで動作する。理想的な共振回路の性質に対応して、フィルタが直列共振回路（ＳＲＣ）または並列共振回路（ＰＲＣ）のように機能する共振点を、直列共振（ＳＲ）または並列共振（ＰＲ）として示される。図４ｂ，ｃおよび図５ｂ，ｃは、直列共振を破線により、並列共振を実線により表す。

さらに、図４ｂおよび図５ｂのそれぞれは、フィルタのためのすべての可能な共振点を示すが、それぞれの場合において選択される周波数フィードバックの種類に伴い実際に起こる動作周波数だけは、実線で表される。図４_Ｃおよび図５_Ｃにおいて、これらの周波数のためだけに示される、フィルタ入力負荷ＲＥは実線で、最大出力Ｐ_{ａ，ｍａｘ}は破線で、最大ピーク出力電圧Ｕ_{ａ，ｍａｘ}は鎖線で表される。

個々の共振回路、Ｑ１＝１／ＲＬ＊ｓｑｒｔ（Ｌ１／Ｃ１），Ｑ２＝１／ＲＬ＊ｓｑｒｔ（Ｌ２／Ｃ２）およびＱｐ＝ＲＬ＊ｓｑｒｔ（Ｃｐ／Ｌｐ）における負荷接続時の特性は、曲線の形を特徴付けるために有効である。

負荷抵抗Ｒ_０において起こる共振曲線の分岐は、図４ｂにおいてＱ_ｐ＝Ｑ_２から、図５ｂにおいてＱ_ｐ＝Ｑ_１＋Ｑ_２から現れる。ここに示されるように、分岐はしたがって個々の共振回路の共振周波数が一致する場合の正確な点において起こる。

図４ａは、入力Ａ，ＢにおいてキャパシタＣ_ｐおよびインダクタＬ_ｐを含む並列共振回路（ＰＲＣ）、および、インダクタＬ_２およびキャパシタＣ_２を有する直列共振回路、および出力Ｃ、Ｄにおいて負荷ＲＬを有する、出力を生成する従来技術の共振回路を示す。この構成は、一般的に利用される電圧源との組み合わせの場合、プロセスにおいて非正弦波的な入力電流が発生するため、高ＨＦ出力および好適なレベル効率の要求を満たすためには不適当である。電流源の使用によって、状況は適切に治癒されるであろうが、電源を利用しての電流供給は、比較的複雑である。

図４ｂからも明らかなように、並列共振回路ＰＲＣおよび出力直列共振回路ＳＲＣが互いに影響し合うため、小さな負荷抵抗のための共振周波数は分岐する。結果として、負荷抵抗が減少するにつれて、共振周波数が増加する。

図５ａは、入力Ａ，ＢにおいてインダクタＬ_１およびキャパシタＣ_１を含む直列共振回路ＳＲＣ、キャパシタＣ_ｐおよびインダクタＬ_ｐを有する並列共振回路ＰＲＣ、出力Ｃ，ＤにおいてインダクタＬ_２およびキャパシタＣ_２および負荷ＲＬを有する直列共振回路ＳＲＣを有する、出力を生成する従来技術の共振回路を示す。

この回路構成は電圧供給に対しては適しているが、入力ＳＲＣおよびＰＲＣが相互に作用するため、図５ｂから明らかなように、結果として直列共振が大きな負荷抵抗に対して大幅に分岐およびシフトし、同時に、入力抵抗として小さな値を想定するため、所望の出力を達成するためには好ましくない大きな電源供給電流が必要になるという欠点を有する。これを防止するために、並列共振に切り替えることが必要である。しかしながら、これは、非正弦入力電流を伴う動作モードとなり、回路のＥＭＣ特性へ悪影響を与える。

上記のような欠点を最小化する従来の既知の方法は、したがって、応用にしたがった電流または電圧供給を備えたＨＦ生成器の回路配置を提供することを含む。しかしながら、これを実現するために要求される回路工学はしばしば複雑である。

よって、本発明の目的は、上記のおよび従来知られている問題および欠点を最小化すること、特に、高効率のＨＦ出力と同時に、広い負荷抵抗範囲において良好なＥＭＣ特性を達成するような出力生成のためのＨＦ生成器を開発することにある。

この目的は、広い負荷抵抗範囲にわたる共振においてＨＦ生成器が動作可能なように、インダクタ（Ｌ_ｐ）が入力（Ａ，Ｂ）に並列にスイッチされ、キャパシタ（Ｃ_ｐ）が出力（Ｃ，Ｄ）に並列にスイッチされる、本発明によるＨＦ生成器により達成される。

本発明の本質的な点は、入力における並列インダクタが、並列共振回路（ＰＲＣ）の影響を防止し、通常はその位置において利用されるため、特定の動作周波数における共振の分岐を防止し、出力に並列に接続されるキャパシタが、広い負荷抵抗範囲にわたる直列共振を保証することにある。

ＨＦ生成器の特定の実現において、出力キャパシタＣ_ｐは、直列共振回路のキャパシタＣ_２の容量に比べて高い量の容量を有することが想定される。この設計は、生成器の周波数が負荷抵抗への低い依存度を有することを可能にする。たとえば、出力導線または内視鏡によりもたらされる、実際に発生する容量性負荷と比較して出力キャパシタＣ_ｐの絶対寸法のおかげで、変化する容量性負荷の下でも、ＨＦ生成器特性の特に目立った依存は起こらない。

ＨＦ生成器の特に有利な態様において、第１ステージは正弦波電圧を生成し、その位相位置は、第２ステージの入力（Ａ，Ｂ）へ流れ込む入力電流と同期することが想定される。これは、ＨＦ生成器が、選択された負荷抵抗範囲における共振において動作可能であることを確実にし、電力半導体スイッチングのゼロ電圧およびゼロ電流（ZVSおよびZCS）が、最小の誘導離調（inductive detuning）により保証される。この場合、位相同期は、単純にＰＬＬ回路を利用することで実現してもよい。

ＨＦ生成器が、第２ステージの出力（Ｃ，Ｄ）において出力電圧Ｕ_Ａをモニタリングするための電圧調整器を有することは、本発明に記載のＨＦ生成器にとって有利である。これは、最大出力電圧が、特に大きな負荷抵抗のために急激に上昇し、これを適切な回路配置を利用して防止しなければならないからである。この1つには限定されないが、１つの可能性としては、電源供給をそれに応じて減少させることである。電圧調整器は、したがって、第１ステージに供給する電源供給ユニットを調整するために利用してもよい。

ＨＦ生成器のさらに有利な態様において、バリスタとして構成されうる過電圧保護装置が、Ｌ_２およびＣ_２の取り付けおよびペイシェントマス（patient mass）（ＤまたはＢ）の点の間に挿入されることが想定される。このように、負荷の急激な低下において、是正コントロール動作が過電圧保護に効力を生じるまで、出力電圧Ｕ_Ａは非臨界値に制限される。

本発明の特に好ましい発展として、容量性成分を備える負荷（ＲＬ）を示す組織の処置のため手術器具を有するＨＦ手術生成器を備える手術システムが提供され、前記負荷は、第２ステージの出力（Ｃ，Ｄ）に存在する。同時に、出力キャパシタ（Ｃ_ｐ）の容量は、負荷（ＲＬ）の容量性成分と比較して高い。そのような寸法は、ＨＦ手術生成器を備える手術システムが、広い負荷抵抗範囲にわたって共振状態において動作可能であることを確実にする。加えて、変化する容量性負荷の下であっても生成器の特性の依存性は減少させることができる。
本発明の好ましい発展は、従属項に述べられる。
本発明の好ましい態様は、図に基づいてより詳細に述べられる。

図１ａは、ＨＦパワーを生成するための共振回路の構成および本発明の異なる出力変数に関連する曲線を示す。 図１ｂは、ＨＦパワーを生成するための共振回路の構成および本発明の異なる出力変数に関連する曲線を示す。 図１ｃは、ＨＦパワーを生成するための共振回路の構成および本発明の異なる出力変数に関連する曲線を示す。 図２は、本発明の１態様である詳細な回路を示す。 図３ａは、図２に沿った本発明によるＨＦ生成器の共振周波数曲線および出力特性を示す。 図３ｂは、図２に沿った本発明によるＨＦ生成器の共振周波数曲線および出力特性を示す。

図４ａは、並列共振回路入力を有するＨＦ出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。 図４ｂは、並列共振回路入力を有するＨＦ出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。 図４ｃは、並列共振回路入力を有するＨＦ出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。 図５ａは、直列共振回路入力を有するＨＦ出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。 図５ｂは、直列共振回路入力を有するＨＦ出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。 図５ｃは、直列共振回路入力を有するＨＦ出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。

図１ａは、入力Ａ，Ｂに並列なインダクタＬ_ｐ、インダクタＬ_２およびキャパシタＣ_２および出力Ｃ，Ｄに並列なキャパシタＣ_ｐおよび負荷ＲＬを有する直列共振回路ＳＲＣを示す。

図４ａおよび図５ａに示される従来技術として知られた構成の欠点は、ＰＲＣの影響を並列インダクタＬ_ｐで置き換えた、図１ａの構成を利用し、それゆえ共振の分岐を防止することで回避することができる。直列共振における回路の動作はまた、キャパシタＣ_ｐの追加挿入による大きな負荷抵抗ＲＬを保証する。入力ＳＲＣは、よって不可欠ではなくなる。既存の変換において、直列共振キャパシタＣ_２を部分的に再配置し、直列共振インダクタＬ_２を変換率を考慮に入れたその一次側に完全に再配置してもよい。直列ダミー要素Ｃ_２およびＬ_２を変換器の一次側に再配置することによる構成は、原則として任意の他の特徴を示さず、本発明の範囲に一致する方法で動作すると考えられる。

図１ａに示される構成は、連続的な直列共振を有し、その負荷の特徴は、Ｃ_ｐ＞＞Ｃ_２が選択された場合には低く保たれる。この共振回路の態様は、たとえば、ハーフブリッジまたはフルブリッジを使用して生成される正弦波電圧を利用して、すべての負荷抵抗範囲にわたる共振において動作することであり、その位相位置は、フィルタ入力電流と同期する。電力半導体スイッチングのゼロ電圧およびゼロ電流（ZVSおよびZCS）は、最小の誘導離調により保証される。位相同期は、単純にＰＬＬ回路を利用して実現されうる。

代わりに、共振動作はまた、駆動回路への電流信号の直結フィードバックにより保証されうる。非常に低いレベルの歪みを伴う出力信号は、対称的、連続的な制御により生成される。これは、組織の特徴を計測するためおよび操作品質の高さを確保するための計測変数として、高調波を評価することを可能にする。

さらに、適切な寸法を利用することにより、たとえば、泌尿器の治療および血管の双極凝固のために高出力電流等が要求されるための、特に小さな負荷抵抗において高い出力を達成することが可能である。同時に、すべての関連負荷抵抗範囲、特に上限範囲のために比較的大きなフィルタ入力抵抗を組み入れることも可能である。結果として、高効率のために必須不可欠の任意の高電源供給ユニットは必要ない。

電力半導体スイッチングのゼロ電圧およびゼロ電流（ZCSおよびZVSモード）が可能であり、正弦波入力電流が動作範囲全体にわたって現れるため、結果としてＨＦ生成器の有利なＥＭＣの動作が保証される。

図２は、本発明にしたがったＨＦ生成器のための典型的な態様である。これは、電源供給ユニット７および第２ステージ３に連結された第１ステージ２を含む。示された典型的な態様において、第１ステージ２は、フルブリッジとして構成され矩形波電圧を生成するドライバーステージ９、および、ドライバーステージにより生成される矩形波電圧を入力電流Ｉ _ｒｋ に位相同期するためのＰＬＬ回路１１を有する。第２ステージ３は、入力Ａ，Ｂおよび出力Ｃ，Ｄを含み、インダクタＬ_２（２００μＨ）およびキャパシタＣ_２（１ｎF)を有する直列共振回路４は、第２ステージ３の入力Ａ，Ｂおよび出力Ｃ，Ｄの間に位置する。インダクタＬ_ｐ（１９６μＨ）は、入力Ａ，Ｂに並列に位置しており、キャパシタＣ_ｐ（４ｎＦ）は、出力Ｃ，Ｄに並列に配置され、負荷ＲＬは、出力Ｃ，Ｄに並列に接続される。たとえば、バリスタとして構成される、１ｋＶまでの電圧のための過電圧保護を有する過電圧保護装置８が、Ｌ２およびＣ２の接続点および出力Ｄの間に位置する。

出力Ｃ，Ｄにおける出力電圧Ｕ_Ａは、電圧調整器６を介してモニタされる。負荷の急激な低下において、過電圧保護装置８は、是正コントロール動作が効力を生じるまで、出力電圧Ｕ_Ａを非臨界値に制限する。示された態様は、電圧調整器６が、フィードバックされた出力電圧Ｕ_Ａを介して、第１ステージ２に供給する電源供給ユニット７を調整することを想定する。

図３ａおよび図３ｂのそれぞれは、共振周波数曲線および図２に示されるＨＦ生成器の出力特性を示す。出力特性の基準として利用される電源供給ユニットのパラメータは、Ｕ_Ｏ＝３００ＶおよびＩ_Ｏ＝４Ａである。最大出力のための最適な入力負荷は、ＲＥ_ｏｐｔ＝６０．８Ωである。

生成器周波数は、出力Ｃ，ＤにおけるキャパシタＣ_Ｐが共振回路のキャパシタＣ_２と比較して大きく選択されるので、負荷抵抗にわずかに依存するのみである。キャパシタＣ_Ｐが実際に発生する容量性負荷（出力導線や内視鏡の故に生じる）と比較して大きいものが選択されるため、変化する容量性負荷の下でも、生成器の特徴の重要な依存は起こらない。これはＰＬＬ回路の設計のために有利であり、出力信号の測定および評価を単純化する。たとえば、バイポーラＴＵＲの生成器の、出力のための許容差パターンは（tolerance pattern）、図３ａにおいて破線でプロットされる。許容差パターンは、図３ｂの低負荷抵抗範囲の拡大された図により満たされることが分かる。

１ HF手術生成器
２ HF手術生成器の第１ステージ
３ HF手術生成器の第２ステージ
４ 直列共振回路
５ 入力電流
６ 電圧調整器
７ 電源供給ユニット
８ 過電圧保護装置
９ ドライバー段
１１ ＰＬＬ回路
Ａ，Ｂ 第２ステージの入力
Ｃ，Ｄ 第２ステージの出力
Ｃ_ｐ 出力キャパシタ
Ｃ_２ 直列共振回路のキャパシタ
Ｉ_ｋ 入力電流
Ｌ_ｐ インダクタ
Ｌ_２ インダクタ
ＲＬ 負荷抵抗器
Ｕ_Ａ 第２ステージの出力電圧

Claims (6)

1. ＨＦパワーを生成するための第１ステージ（２）を有し、該ステージは第２ステージ（３）に連結され、第２ステージ（３）は、入力（Ａ，Ｂ）および出力（Ｃ，Ｄ）を有し、直列共振回路（４）が、第２ステージ（３）の入力（Ａ，Ｂ）および出力（Ｃ，Ｄ）の間に位置する、高効率の出力を生成するためのＨＦ手術生成器（１）であって、
   ＨＦ生成器（１）が、広い負荷抵抗範囲にわたる共振において動作可能となるように、インダクタ（Ｌ_ｐ）が入力（Ａ，Ｂ）へ並列に接続され、キャパシタ（Ｃ_ｐ）が出力（Ｃ，Ｄ）へ並列に接続され、第１ステージ（２）が方形波電圧を生成し、その位相位置は、第２ステージ（３）の入力（Ａ，Ｂ）に流れ込む入力電流（５）と同期させることにより、ゼロ電流スイッチング（ＺＣＳ）を実現するものであることを特徴とする前記ＨＦ手術生成器。
2. 出力キャパシタ（Ｃ_ｐ）が、直列共振回路（４）のキャパシタ（Ｃ_２）の容量と比べて高い容量を有する、請求項１に記載のＨＦ手術生成器（１）。
3. ＨＦ生成器（１）が、第２ステージ（３）の出力（Ｃ，Ｄ）における出力電圧Ｕ_Ａをモニタリングするための電圧調整器（６）を有する、請求項１、または２に記載のＨＦ手術生成器（１）。
4. 電圧調整器（６）が、第１ステージ（２）に供給する電源供給ユニット（７）を調整するように構成される、請求項３に記載のＨＦ手術生成器（１）。
5. 過電圧に対する保護のために、負荷の急激な低下において出力電圧Ｕ_Ａを制限できるように、過電圧保護装置、特にバリスタ（８）が、第２ステージ（３）の内側に提供される、請求項１〜４のいずれか一項に記載のＨＦ手術生成器（１）。
6. 請求項１〜５のいずれか１項に記載のＨＦ手術生成器（１）、および、負荷（Ｒ_Ｌ）を容量性成分で示す組織の処置のための手術器具を備える手術システムであって、該負荷は第２ステージ（３）の出力（Ｃ，Ｄ）に存在し、出力キャパシタ（Ｃ_ｐ）の容量が、負荷（Ｒ_Ｌ）の容量性成分と比べて高いことを特徴とする、前記、手術システム。