JP6860749B1 - 電気手術用発電機のための試験装置 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明は電気手術用発電機（１）のための試験装置に関する。【解決手段】試験装置は、電気手術用発電機（１）の患者回路に接続するための第１の接続ポート（２）及び第２の接続ポート（３）と、第１の接続ポート（２）と第２の接続ポート（３）との間で直流電圧を生じさせるためのユニットと、を備える。試験装置は、第１の接続ポート（２）から第２の接続ポート（３）まで流れる。患者回路の高周波電流路（３５、３６、３７）は、試験装置を介して延在する。直流電圧を生じる装置は、高周波電流路（３５、３６、３７）を流れる高周波電流によって給電される。【選択図】図３

Description

本発明は電気手術用発電機のための試験装置に関し、試験装置を電気手術用発電機の患者回路に接続するための第１の接続ポート及び第２の接続ポートと、第１の接続ポートと第２の接続ポート間で直流電圧を生じさせるためのユニットと、を備える。

電気手術用発電機は、多種多様な目的のために現代医療において使用されている。電気手術用発電機は２つの接続ポート間で、電気手術用発電機に接続されている機器を用いて、処置対象の組織に印加する高周波交流電流又は高周波電流を生成する。高周波電流の周波数は通常１００ｋＨｚ〜５００ｋＨｚであるが、最高５ＭＨｚの周波数で作動する電気手術用発電機も公知である。

不必要な電流の流れを安全に回避するために、高周波交流電流は、電気的に分離された患者回路に提供される。

接続される機器は単極式機器又は両極式機器である。単極式機器は、電気手術用発電機の１つの接続ポートだけに接続する。この場合患者回路は、機器の印加電極と、中性極（患者の体表広域と、電気手術用発電機の第２の接続ポートとに接続）とを介して閉じられる。
一方、両極式機器は電気手術用発電機の両方の接続ポートに接続している。つまり、２つの印加電極を有する。

高周波電流が印加されるとき、印加電極と処置対象の組織もしくは更なる印加電極間で意図的又は意図的でないスパーク（火花）が発生するかもしれない。こういったスパークは、電気手術用発電機により確実に認識されなければならない。

スパークにより、電流の流れは患者回路を非対称に進むようになる。例えば、高周波電流の負半波の電流と比較した場合、高周波電流の正半波の電流の方が小さくなるかもしれない。この非対称な電流の道筋により、直流成分が高周波電流に重畳されるが、これは患者に対する安全上の理由のため許されない。

この直流成分を抑制するために、患者回路にコンデンサが組み込まれる。電流の流れが非対称であるため、スパークが患者回路で発火するとすぐにコンデンサの直流電圧が増大する。この直流電圧は、電気手術用発電機の制御部により認識される。所望の処理効果に応じて、制御された方法でスパークが抑制又は維持されるように、制御部で高周波電流を調整することができる。電気手術用発電機の各運転モードにおいては、スパークが検出されるタイミングで処理の各段階を切り替えることも可能である。

電気手術用発電機が正しく機能するか点検するためには、機能テストを行う必要がある。出力高周波電流の固有値は、電気手術用発電機のすべての利用可能な運転モードに対して決定されており、処置段階の順序が正しいか点検される。

この目的のために、スパークの正しい検出及び電気手術用発電機の対応する反応もまた、点検されなければならない。実際のスパークは本物の組織に対して発生するのみであるので、試験順序で実現させるのは困難である。

従って、電気手術用発電機のスパーク検出を点検するために、対応するタイプの試験装置が用いられる。電気手術用発電機の患者回路に直流電圧を印加することによって、スパークの発生をシミュレーションする。これはスパークから生じる直流電圧にほぼ一致する。

この目的のために公知の試験装置は外部電源を有しており、この外部電源により直流電圧を生成するためのユニットの給電が行われる。この場合、直流電圧は直列で高周波電流路に印加され、例えば、電流の強さ、電圧、及び／又は発された高周波電流の電力のための計器が配置される。

しかしさまざまな課題がある。直流電圧の生成は、例えば、急速な連続した処置段階を有する運転モードでは、電気手術用発電機による高周波電流の放出と同期させるのは困難である場合がある。試験準備の複雑さは、試験装置の必要な電源によっても、更に増加する。

従って、本発明によって対処される課題は、記載されている課題に関して改良された電気手術用発電機のための試験装置を提供することである。

本発明によればこの課題は、電気手術用発電機のための試験装置によって解決される。電気手術用発電機には、この試験装置を電気手術用発電機の患者回路に接続するための第１の接続ポート及び第２の接続ポートと、第１の接続ポートと第２の接続ポートとの間で直流電圧を生成するためのユニットとが備えられている。患者回路の高周波電流路は、試験装置を介して第１の接続ポートから第２の接続ポートまで流れ、そして、直流電圧を生成するためのユニットは、高周波電流路を流れている高周波電流により供電されることを特徴とする。

この手段を用いると、試験装置において発生する直流電圧が、電気手術用発電機によって発生する高周波電流と自動的に同期する。すなわち、電気手術用発電機が高周波電流を発するときに、正確に試験装置の直流電圧も増大する。同時に、試験装置のための外部電源は不要であり、これにより試験準備が大幅に単純化される。

本発明において考えられる一実施例において、直流電圧を生成するためのユニットは高周波電流路に配置されるコンデンサを備えてもよい。この場合、コンデンサを充電することによって直流電圧を発生させることができる。そして、コンデンサが適切な大きさにされる場合、同時に高周波電流はほとんど影響を受けない。

本発明の開発によれば、コンデンサを介して高周波電流の正半波を伝導し、高周波電流の負半波はコンデンサを介して伝導しないように直流電圧を生成するためのユニットを設計してもよい。従ってコンデンサは高周波電流の正半波により充電されるが、負半波が再度放出されることない。

用語「正半波」及び「負半波」は、電流の方向が交流によって周期的に変化するという事実を考慮する。ここで、電流の流れの区分において、第１の方向に流れる電流を「正半波」、反対の方向に流れる電流を「負半波」と呼ぶ。どちらの区分を「正半波」とする（呼ぶ）かは、任意である。用語「半波」は非対称交流にも用いられ、逆の半波が特定のパラメータ（例えば持続時間、振幅、信号形式等）において一致するということを意味するものではない。

本発明の試験装置の好適な実施態様では、直流電圧を生成するためのユニットは２本の平行した高周波電流路を有してもよい。第１の高周波電流路はコンデンサを備え、高周波電流の正半波の方向に分極する第１のダイオードを有する。第２の高周波電流路は、高周波電流の負半波の方向に分極する第２のダイオードを有する。このように高周波電流の半波の分離は、特に容易に成し遂げることができる。

本発明の試験装置は、第１のダイオードに架橋するための第１の高周波電流路のスイッチを有してもよい。スイッチを閉じることによって、第１のダイオードの整流効果は打ち消される。その結果、高周波電流の半波は両方コンデンサを介して流れるので、コンデンサはもはや充電されていない。

電気的に制御可能なスイッチ（例えば継電器）はすべて、本発明の意味するところでは「スイッチ」として適切である。しかし本明細書では好適にはトランジスタを用いる。（例えばＭＯＳＦＥＴ）

本発明の試験装置の特に好適な実施例では、直流電圧を生成するためのユニットは、コンデンサの直流電圧が所定又は予め決定可能な値に達すると、第１のスイッチを閉じるように設計されている。このよう生成された直流電圧は、スパークが生じた場合に通常発生する値に限定することが可能である。この値は、例えば５Ｖ〜３００Ｖ、好ましくは５０Ｖ〜２００Ｖ、好ましくは８０Ｖ〜１７０Ｖ、特に好ましくは１００Ｖ〜１５０Ｖであってもよい。

本発明の更なる可能な実施例では試験装置は、コンデンサの放電を行う装置を有することができる。この種の装置によって、コンデンサの放電を行うことによって、直流電圧を急速に低減又は完全に消失させることができる。

高周波電流が高周波電流路を流れない場合、有利にはコンデンサの放電を行う装置によりコンデンサの放電が行われるように設計されていてもよい。その結果、高周波電流のスイッチを切ることによってスパークの消滅をシミュレーションすることができる。

本発明の好ましい実施例では、コンデンサの放電を行う装置は、第２のスイッチを備えてもよい。これはＭＯＳＦＥＴであってもよい。

本発明は以下で、いくつかの典型的な表現を用いて更に詳細に説明される。

従来技術による、接続された試験装置を有する電気手術用発電機 本発明による、接続された試験装置を有する電気手術用発電機 本発明による、試験装置の基本設計

図１は電気手術用発電機１を示す。電気手術用発電機１は、患者回路の一部である接続ポート２、３を備える。患者回路は、変圧器コイル４によって示される電気手術用発電機１の電源（図示なし）から電気的に絶縁されており、コンデンサ５は、患者回路の直流成分を抑制する。

電気手術用発電機１の通常運転の間、電気手術用器具（図示なし）と、場合によっては中性極とが、接続ポート２、３に接続していてもよい。

図１は、試験構成の電気手術用発電機１を示す。電気手術用発電機１が正しく機能するかテストするために、負荷抵抗１０を有する試験回路は、接続ポート２、３に接続されている。電気手術用発電機１が発する高周波電流と、負荷抵抗１０の電圧降下とが、測定器１１、１２によって測定され記録される。

スパークが発生するときに患者回路で生じる直流電圧をシミュレーションするために、試験装置２０が試験回路に組み込まれる。試験装置２０はＤＣ電源２１及びスイッチ２２を備える。これを介することにより、直流電圧はオン／オフの切替えを行うことが可能である。コンデンサ２３は、試験装置２０を介して発電機１が発する高周波電流を伝導するために、ＤＣ電源２１及びスイッチ２２と並列接続される。

図２も電気手術用発電機１を示しており、負荷抵抗１０を有する試験回路に接続されている。測定器１１、１２も示される。

電気手術用発電機１の患者回路には、試験装置２０の代わりに、接続ポート３１、３２を有する（本発明による設計の）試験装置３０が組み込まれている。試験装置３０の内部構造は図３に示される。

図３は、試験装置３０の基本的な電子構造を示す。高周波電流路３５は、接続ポート３１、３２の間で延在する。高周波電流路は、２本の平行した高周波電流路３６、３７に分岐する。第１の高周波電流路３６は、コンデンサ４０と第１のダイオード４１とを備え、第２の電流路３７は第２のダイオード４２を備える。

ダイオード４１、４２は（それぞれ）反対方向に分極される。その結果、試験装置３０を流れている高周波電流の正半波は、コンデンサ４０のある第１の電流路３６を流れる必要があり、これにより、コンデンサ４０が充電される。その一方で、高周波電流の負半波は第２の電流路３７を流れる。

この設計では、コンデンサ４０を流れている高周波電流は非常に非対称であり、その結果コンデンサの直流電圧は増大する。この直流電圧は、接続ポート３１、３２間でも印加されるので、電気手術用発電機１で視認できる。

コンデンサ４０の直流電圧が所定又は予め決定可能な値に達するとすぐに、スイッチ４３を閉じることによりダイオード４１は架橋されてもよい。従って高周波電流の半波は両方、高周波電流路３７を流れることができ、コンデンサ４０は充電されない。

第２のスイッチ４４は、抵抗器（レジスタ）４５を介して制御された方法でコンデンサ４０の放電を行うために用いられる。抵抗器４５は、コンデンサ４０が２、３ミリ秒で放電されるような大きさとする。

更なる抵抗器４６がダイオード４１に並列接続される。電気手術用発電機１のパルス運転モードでパルスが休止している間、電気手術用発電機１のコンデンサ５での等電位化を可能にするために、この抵抗器４６が用いられる。コンデンサ４０及び抵抗器４６からなるＲＣ素子は、大きい時定数（高周波電流には影響はない）を有する。

すでに示されているように、試験装置３０で生成される直流電圧は、ＭＯＳＦＥＴとして実現されるスイッチ４３により制御される。コンデンサ４０に印加される直流電圧は、分圧器５０を介してコンパレータ５１の正入力に印加される。一定の基準電圧５２が、コンパレータ５１の負入力に印加される。コンパレータ５１の出力５３は、スイッチ４３の入口に接続されている。

分圧器５０の出力電圧が基準電圧５２に達する場合、コンパレータ５１は切り替えを行い、スイッチ４３は閉じられる。その結果コンデンサ４０の充電はされない。

コンデンサ４０は抵抗器４６及び分圧器５０を介してゆっくり放電されるので、分圧器５０の出力電圧はすぐに基準電圧５２以下に再び落ちる。その結果、スイッチ４３は再び開かれる。スイッチ４３がすぐに切り替わるのを防止するために、コンパレータ５１は、ヒステリシス回路を備えてもよい。

ダイオード４１は、スイッチ４３を形成するＭＯＳＦＥＴの一部であってもよい。

コンデンサ４０を放電させるためのスイッチ４４はＭＯＳＦＥＴとしても設計され、スイッチ４３と同様の方法で制御される。この目的のために、ダイオード４１に印加される電圧は、ダイオード整流器５５を介して整流され、コンパレータ５６の負入力に印加される。一定の基準電圧５７がコンパレータ５６の正入力に印加される。コンパレータ５６の出力５８は、スイッチ４４の入口に接続されている。

高周波電流が試験装置を流れている限り、ダイオード整流器５５の出力電圧は基準電圧５７より高い。例えば、不必要なスパークを消すために、もしくはパルス運転モードでパルスが休止している間に電気手術用発電機が高周波電流のスイッチを切る場合、ダイオード整流器５５の出力電圧は落ちるので、コンパレータ５６で切り替えが行われる。これによりスイッチ４４は閉じられ、コンデンサ４０は抵抗器４５を介して急速に放電される。

コンパレータ及びＭＯＳＦＥＴのための動作電圧は、ＤＣ−ＤＣコンバータ（図示なし）によって、コンデンサ４０の電圧から得ることができる。

Claims (9)

1. 電気手術用発電機（１）のための試験装置であって、
   前記電気手術用発電機（１）は、前記試験装置を前記電気手術用発電機（１）の患者回路に接続するための第１の接続ポート（２）及び第２の接続ポート（３）を有し、
   前記第１の接続ポート（２）と前記第２の接続ポート（３）との間で直流電圧を生成するためのユニットを有し、
   前記患者回路の高周波電流路（３５、３６、３７）は、前記試験装置を介して、前記第１の接続ポート（２）から前記第２の接続ポート（３）まで流れ、
   直流電圧を生成するための前記ユニットは、前記高周波電流路（３５、３６、３７）を流れている高周波電流により給電されることを特徴とする、試験装置。
2. 直流電圧を生成するための前記ユニットは、前記高周波電流路（３５、３６）に配置されるコンデンサ（４０）を備えることを特徴とする、請求項１記載の試験装置
3. 直流電圧を生成するための前記ユニットは、前記コンデンサ（４０）を介して高周波電流の正半波を伝導し、高周波電流の負半波は前記コンデンサを介して伝導しないように設計されていることを特徴とする、請求項２記載の試験装置。
4. 直流電圧を生成するための前記ユニットは、２本の平行した前記高周波電流路（３６、３７）を有し、
   第１の高周波電流路（３６）は、前記コンデンサ（４０）と、高周波電流の正半波の方向に分極する第１のダイオード（４１）とを備え、
   第２の高周波電流路（３７）は、高周波電流の負半波の方向に分極する第２のダイオード（４２）を備えることを特徴とする、請求項３記載の試験装置。
5. 前記第１の高周波電流路（３６）は、前記第１のダイオード（４１）に架橋するための第１のスイッチ（４３）を有することを特徴とする、請求項４に記載の試験装置。
6. 直流電圧を生成するための前記ユニットは、前記コンデンサ（４０）の直流電圧が所定又は予め決定可能な値に達するときに、前記第１のスイッチ（４３）を閉じるように設計されていることを特徴とする、請求項５記載の試験装置。
7. 前記試験装置が前記コンデンサ（４０）の放電を行う放電装置（４４、４５）を有することを特徴とする、請求項２乃至６のいずれか一項記載の試験装置。
8. 前記コンデンサ（４０）の放電を行うための前記放電装置（４４、４５）は、高周波電流が前記高周波電流路（３５、３６、３７）を流れていないときに、前記コンデンサ（４０）の放電を行うように設計されていることを特徴とする、請求項７記載の試験装置。
9. 前記コンデンサ（４０）の放電を行うための前記放電装置（４４、４５）は、第２のスイッチ（４４）を備えることを特徴とする、請求項８記載の試験装置。

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