JP7155163B2 - 電気外科用発生器 - Google Patents

Description

本発明は、電気外科器具を接続するための端子を有する電気外科用発生器に関する。

電気外科用発生器は、電気外科器具に対する端子に電気的に接続されており、かつ動作状態において高周波交流電流を形成して端子を介して出力するように構成された、高電圧発生器を有する。電気外科用発生器は、電気外科用発生器が適用される場合に、接続された電気外科器具を介して出力される作用エネルギーを決定するため、動作中に電気外科用発生器から出力された高周波交流電流の電流と電圧との間の位相シフトを検出可能な、作用エネルギー決定ユニットを有する。

こうした電気外科用発生器は、とりわけ、生体組織の凝固または切除が可能な電気外科器具に接続されて使用される。例えば、電気外科器具の、生体組織と接触している電極が適用されるケースにおいて、生体組織を当該手法によって変性させるべく加熱するため、接する生体組織を通して高周波交流電流を導通させることが公知である。このようにすれば、例えばがんを処置可能であり、または他の目的で組織部分を閉塞または融合させることができる。

公知の電気外科用発生器は、作用エネルギー決定ユニットを有しており、当該作用エネルギー決定ユニットは、動作中に電気外科用発生器から出力された交流電流の電流と電圧との間の位相シフトを反映した出力信号を形成するように構成されている。作用エネルギー決定ユニットは、ローパスフィルタを備えた位相シフト決定ユニットを有しており、当該位相シフト決定ユニットは、電流および電圧のゼロ交差間の時間差を決定し、当該時間差を反映した絶対値を有する出力信号を形成するように構成される。位相シフト決定ユニットは、好適には、電流と電圧との間の位相シフトの持続時間に正確に相当するパルス幅を有する検出器出力信号を形成するゼロ交差検出器を有する。この場合、当該検出器出力信号は、ローパスフィルタにより、位相シフトを表す絶対値を有する直流電圧へ変換される。こうして位相シフトが既知となると、作用エネルギーが、それ自体公知の手法で、電流および電圧の有効値と位相シフト角度のコサインとの積から決定可能となる。

こうした公知の作用エネルギー決定ユニットは、実用上、時折、誤差を有する値を送出することが知られている。
［先行技術文献］
［特許文献］
［特許文献１］独国特許出願公開第１０２０１１０７８４５２号明細書
［特許文献２］独国特許出願公開第１０２０１００４０８２４号明細書
［特許文献３］国際公開第９８／４４８５５号パンフレット
［特許文献４］独国特許出願公開第１０２００７０５１０９７号明細書

したがって、本発明の基礎とする課題は、出力される作用エネルギーをいっそう信頼性高く決定できる、改善された電気外科用発生器を提供することである。

このために、本発明によれば、上述した形式の電気外科用発生器において、高電圧発生器が当該高電圧発生器のオン状態にある場合にのみローパスフィルタに検出器出力信号を供給し、高電圧発生器がオフである場合にはローパスフィルタに検出器出力信号を供給せず、場合により端子を介して出力されるエネルギーがオフ後の後振動に基づくように配置および構成された回路ユニットが設けられる。

最も簡単なケースでは、例えば、電気外科用発生器の高電圧発生器がオフにされると、作用エネルギー決定ユニットも直ちにオフされる。ただし、好適には、位相シフト決定ユニットの出力側とローパスフィルタの入力側との間に回路ユニットが配置され、これにより、高電圧発生器がオフにされると直ちに、ローパスフィルタの入力側でゼロ信号が受け取られる。

本発明は、冒頭に言及した形式の作用エネルギー決定ユニットが、特に、高電圧発生器のオフ後の後振動または減衰振動により、誤差を有する出力値が送出される程度にまで損なわれるという知識に関連している。したがって、高電圧発生器のオフ直後には、作用エネルギー決定ユニットが、位相シフト決定ユニットによって形成された誤った検出器出力信号をいずれの状況においても受信しないことが有利である。

回路ユニットは、後振動のハードウェア上の分離を生じさせるので、入力制御信号（発生器オン信号）が存在する場合に検出される信号のみが、出力された交流電流の作用エネルギーを表す信号の決定に関与する。

特に有利な変形実施形態では、回路ユニットは２つの入力側と１つの出力側とを有するＡＮＤゲートとして構成され、ＡＮＤゲートの一方の入力側は位相シフト決定ユニットの出力側に接続され、ＡＮＤゲートの他方の入力側は高電圧発生器の動作状態において発生器オン信号を受信し、ＡＮＤゲートの出力側はローパスフィルタに接続される。言い換えれば、位相シフト決定ユニットの出力側とローパスフィルタの入力側との間にＡＮＤゲートが接続され、これにより、ＡＮＤゲートの第２の入力側に発生器オン信号が印加された場合にのみ、ローパスフィルタの入力側に位相シフト決定ユニットの検出器出力信号が転送される。ここで、発生器オン信号とは、高電圧発生器が動作中でありかつオフでない場合にのみ印加される。高電圧発生器がオフである場合、発生器オン信号はゼロ信号であり、ＡＮＤゲートを阻止するので、検出器出力信号はローパスフィルタの入力側には到達しえない。

別の好ましい変形実施形態では、位相シフト決定ユニットは、２つの比較器を有する。これら２つの比較器のうち第１の比較器は、電圧信号とゼロ信号とを比較して、電圧の瞬時値がゼロ信号より大きい場合に出力信号を形成するように構成および配置される。第２の比較器は、ゼロ信号と電流信号とを比較して、ゼロ信号が電流の瞬時値よりも大きい場合、すなわち電流の瞬時値が負である場合に、出力信号を形成するように構成および配置される。言い換えれば、第１の比較器は、電圧の瞬時値が正である場合、つまりゼロより大きい場合に出力信号を送出するのに対して、第２の比較器は、電流の瞬時値が負である場合、つまりゼロより小さい場合に出力信号を送出する。このようにすれば、２つの比較器は、電圧の瞬時値がゼロ交差を正から負の方向で通過した場合であって、同時に電流の瞬時値が正から負へのゼロ交差を通過しない場合にのみ出力信号を送出する。

電圧の瞬時値がゼロより小さい場合に第１の比較器が出力信号を送出するのに対して、電流の瞬時値がゼロより大きい場合にのみ第２の比較器が出力信号を送出するように、各比較器を正逆に接続可能であることを理解されたい。

２つの比較器の各出力側は、当該好ましい変形実施形態では、電圧の瞬時値が正であり（すなわちゼロ信号より大きく）かつ同時に電流の瞬時値が負である（すなわちゼロ信号より小さい）場合にのみ、所定の閾値を上回る絶対値を有する組み合わせ出力信号を検出器出力信号として出力するように、相互に接続される。同様に可能な逆のケースでは、２つの比較器の各出力側は、電流の瞬時値が正であり（すなわちゼロ信号より大きく）かつ同時に電圧の瞬時値が負である（すなわちゼロ信号より小さい）場合にのみ、所定の閾値を上回る絶対値を有する組み合わせ出力信号を検出器出力信号として出力するように、相互に接続される。

電気外科用発生器の好ましい別の変形実施形態は、高電圧発生器が、当該高電圧発生器の動作状態において、高周波交流電流を、所定のオンオフ比でのクロック制御により、端子を介して出力するように構成されることを特徴とする。言い換えれば、連続する交流電流は端子を介して出力されず、交流電流は、規則的に断続して、すなわちクロック制御されて、出力される。このことは例えば位相カッティング制御（Phase-fired control）によって可能であり、これにより持続的に最大作用エネルギーを出力する必要はなくなり、出力すべき作用エネルギーが制御によってより低い値へ設定可能となる。

それ自体は望ましいこうした電気外科用発生器での問題は、交流電流がクロック制御される場合に、信頼性の高い作用エネルギー決定が可能とならないことである。なぜなら、出力される交流電流のクロック制御により、作用エネルギー決定ユニットが損なわれるからである。したがって、当該ケースでは、作用エネルギー決定ユニットが、出力された交流電流のオンオフ比に依存する補正値をローパスフィルタによって形成された直流電圧に乗算し、位相シフトを表す信号として補正された直流電圧を出力するように構成される。

ローパスフィルタによって形成された、位相シフトを表す信号としての直流電圧のこうした補正は、本発明の回路ユニットから独立に行うこともでき、ひいてはまた実現すべき本発明の思想にとって自律的であることを理解されたい。言い換えれば、上述した回路ユニットのような、高電圧発生器のオフ時にローパスフィルタへの検出器出力信号の供給を阻止する手段が設けられない、冒頭に言及した形式の電気外科用発生器では、ローパスフィルタの出力直流電圧のオンオフ比に依存する補正を行うことができる。

２つの措置（高電圧発生器のオフ時にローパスフィルタの入力を阻止する回路ユニット、ならびにオンオフ比に依存した、ローパスフィルタによって形成される直流電圧の補正部）の組み合わせにより、格段に信頼性の高い作用エネルギー決定が得られる。

補正値は、ローパスフィルタによって形成された直流電圧に乗算され、好適にはオンオフ比の逆数に相当する。

好適には、電気外科用発生器は、高電圧発生器に接続されかつ高電圧発生器を制御する制御ユニットを有する。制御ユニットは、好適には、作用エネルギー決定ユニットに接続され、かつ作用エネルギー決定ユニットから、電気外科用発生器が動作時に出力する高周波交流電流の電流と電圧との間の位相シフトに依存する出力信号を受信するように構成される。

好適には、制御ユニットはさらに、オンオフ比（Ｄ）を表す信号を制御回路に出力するように構成される。

本発明を、実施例に即して、添付の図面を参照しつつ、詳細に説明する。各図面には次のことが示されている。

電気外科器具が接続された電気外科用発生器の概略的なブロック回路図である。 図１の電気外科用発生器のための作用エネルギー決定ユニットの概略的なブロック回路図である。 本発明による作用エネルギー決定ユニットの例としての回路図である。 ａ，ｂは、位相シフト決定ユニットの動作方式を説明するための概略図である。 ａからｃは、本発明の基礎となる問題を説明するための、高電圧発生器の後振動により損なわれる信号を示す概略図である。 ａからｃは、本発明による回路ユニットが設けられない場合に発生する信号を示す概略図である。 ａからｃは、本発明による回路ユニットが設けられる場合に発生する信号を示す概略図である。

図１には、外科器具１２が接続された、電気外科用発生器１０の概略的なブロック回路図が示されている。

電気外科用発生器は、出力側１６，１８を介して電気外科器具１２に高周波交流電圧を供給する高電圧発生器１４を含む。当該高周波交流電圧は、電気外科器具１２を介して生体組織へ出力される。

電気外科器具１２を介して出力されるエネルギーを制御するために、高電圧発生器１４から出力される高周波交流電圧は、変調される。つまり、高周波交流電圧は、高電圧発生器１４を所定のオンオフ比によってオンオフすることにより、クロック制御される。高電圧発生器１４のオンオフは制御ユニット２０により制御される。

実際に高電圧発生器１４から電気外科器具１２を介して生体組織へ出力される作用エネルギーは、この場合とりわけ、生体組織のインピーダンスに依存する。生体組織のインピーダンスおよび他の影響量は、電圧と電流との間の位相シフト、すなわち高電圧発生器１４から出力される高周波交流電圧と、これに対応する高周波交流電流との間の位相シフトを生じさせる。したがって、出力される作用エネルギーを決定可能とするには、電気外科用発生器１０は、それぞれその時点での位相シフトを表す値を決定しなければならない。

このために、典型的には、動作中に出力された高周波交流電流の電流と電圧との間の位相シフトを検出するように構成された作用エネルギー決定ユニット２２が設けられている。このために、電流電圧測定ユニット２４が高電圧発生器１４の出力側１６，１８に電気的に接続されており、一方ではそれぞれの瞬時電圧を、他方ではそれぞれの瞬時電流を測定して、電流または電圧の瞬時値を表す出力信号を、詳細には図示されていない後置接続されたローパスフィルタを有する位相シフト決定ユニット２６へ供給する。

電流および電圧の瞬時値は変化するので、位相シフト決定ユニットの入力信号は、一方では高電圧発生器１４から出力された電圧の時間特性であり、他方では高電圧発生器１４から出力された電流の時間特性である。電圧の時間特性を表す入力信号および電流の時間特性を表す入力信号は、双方とも、それぞれ近似に周期的であり、相互に位相シフトしている。

位相シフト決定ユニット２６は、電流特性または電圧特性のそれぞれ正または負いずれかのゼロ交差を検出し、電流特性および電圧特性の第１のゼロ交差の検出後、対応する位相シフトされた電流特性または電圧特性の相応の正または負のゼロ交差が検出されるまで、正の絶対値を有する出力信号を出力するように構成されている。このように、位相シフト決定ユニットによって形成された中間出力信号は、電流と電圧との間（または逆）の位相シフトに時間的に相当する各パルス幅を有するパルス化直流電圧信号である。当該パルス化直流電圧信号がローパスフィルタに供給されると、位相シフトφに依存する絶対値を有する平滑化直流電圧信号が得られる。当該絶対値は位相シフトが大きければ大きくなり、位相シフトが小さくなれば（ローパスフィルタリングされた）平滑化出力信号の絶対値は小さくなる。よって、ローパスフィルタリングされた、位相シフト決定ユニット２６の平滑化出力信号は、電流と電圧との間の位相シフトを表し、高電圧発生器１４によって出力された作用エネルギーの決定に利用可能となる。このために、電流および電圧の有効値を決定してこれらと位相シフトとから作用エネルギーを算定する決定ユニット２８が設けられている。

位相シフトを表す平滑化された平均値は、高電圧発生器１４から出力された高周波交流電圧の変調のオンオフ比にも依存するので、作用エネルギー決定ユニットには、オンオフ比Ｄを表す値も供給される。このために、作用エネルギー決定ユニット２２は、制御ユニット２０に接続されている。逆に、作用エネルギー決定ユニット２２によって算定された、実際に出力された作用エネルギーの値は、エネルギーの閉ループ制御を可能にするために、制御ユニット２０へ供給される。

この場合、作用エネルギー決定ユニット２２は、作用エネルギーを、
Ｐ＝Ｕ_ｅｆｆ・Ｉ_ｅｆｆ・ｃｏｓ（φ・（１／Ｄ））
のように決定することができる。

ここで、位相シフト決定ユニット２６は、位相シフトに依存するインパルス列５６の移動平均値を形成する部分２６．１と、当該平滑化平均値を補正する第２の部分２６．２とを含む。補正すなわち第２の部分２６．２の実現と、コサインおよび作用エネルギーの計算とは、ソフトウェアとして実現可能であり、制御ユニット２０内で行うことができる。つまり、構成部分２６．２および２８は、制御ユニット２０の部分としてソフトウェアの形態でも実現可能である。

位相シフト決定ユニット２６の第１の部分２６．１の可能な実現は回路として行われ、図２に示されている。

第１の比較器３０は、電圧の各瞬時値と０Ｖ信号とを比較する。第２の比較器３２は、電流の各瞬時値と０Ａ信号とを比較する。電圧の瞬時値が０Ｖより大きい間、第１の比較器３０は正の出力信号を出力する。第２の比較器３２では、電流の各瞬時値が反転入力側に供給され、一方、第２の比較器３２の非反転入力側には０Ａ信号が供給される。相応に、第２の比較器３２は、電流の瞬時値が０Ａより大きい間、負の出力信号を出力する。

つまり、電圧の瞬時値および電流の瞬時値の双方が各ゼロ値より大きい間、２つの比較器３０，３２の出力値が相殺され、これにより２つの比較器３０，３２は合計としてのゼロ信号を出力する。電流の瞬時値が０Ａより小さくなってはじめて、すなわち電流の瞬時値の時間特性が負の方向でのゼロ交差を行ってはじめて、殊に電圧の瞬時値の時間特性が正から負の方向でのゼロ交差を行った直後に、２つの比較器３０，３２の組み合わせ出力信号が正となる。電圧の瞬時値も０Ｖより小さくなった時点で、つまり電流の瞬時値および電圧の瞬時値の双方がそれぞれ相応のゼロ値より小さくなった時点で、比較器３０，３２の出力信号は再び相殺される。これに応じて、２つの比較器３０，３２の組み合わせ出力値は、電圧の瞬時値が０Ｖより小さく、電流の瞬時値が０Ａより大きい間のみ、異なる。こうした手段により、２つの比較器３０，３２の組み合わせ出力信号は、電流と電圧との間の位相シフトの持続時間に正確に相当するパルス幅を有するパルス化直流電圧信号となる。

よって、２つの比較器３０，３２は、パルス化直流電圧信号である出力信号を有するゼロ交差検出器を形成する。

当該パルス化直流電圧信号は、パルス化直流電圧信号を平滑化するローパスフィルタ３４に供給される。ローパスフィルタリングされた平滑化直流電圧信号の絶対値、すなわちローパスフィルタ３４の出力信号の絶対値は、ここでは、パルス化された、比較器３０，３２の組み合わせ出力信号のパルスのパルス幅に依存する。位相シフトが大きくなるにつれ、パルス化直流電圧信号のパルス幅も、ローパスフィルタ３４からの、ローパスフィルタリングされた平滑化出力信号の絶対値も大きくなる。位相シフトがゼロである場合、２つの比較器３０，３２の組み合わせ出力信号としてのパルス化直流電圧信号のパルス幅もゼロであり、ローパスフィルタ３４からの、ローパスフィルタリングされた平滑化出力信号の絶対値もゼロである。

高電圧発生器１４から出力された作用エネルギーは電流と電圧との間の位相シフトのみならず、高周波交流電圧（または高周波交流電流）が変調される際のオンオフ比にも依存するので、ローパスフィルタ３４からの、ローパスフィルタリングされた平滑化出力信号は、位相シフトを反映するだけでなく、高電圧発生器１４の高周波出力電圧が変調される際のオンオフ比にも依存する。よって、実際には位相シフトのみを表す値を取得するため、ローパスフィルタ３４からの、ローパスフィルタリングされた平滑化出力信号には、オンオフ比Ｄの逆数（すなわち１／Ｄ）を乗算しなければならない。このことは制御ユニット２０において行うことができる。

これは、実用上、位相シフトを実際に表すローパスフィルタ３４の出力値のみを生じさせるわけではない。なぜなら、高電圧発生器１４が固有に既にオフである場合にも、高電圧発生器１４のオフ後の後振動により、位相シフト決定ユニット２６がさらにゼロ交差を記録して、相応に比較器３０，３２の組み合わせ出力信号がパルス化直流電圧のパルスを有するようになるからである。当該後振動により、ローパスフィルタ３４の出力値は意図的に増大され、実際に存在するよりも大きな位相シフトを示唆する。

こうした問題を解決するため、高電圧発生器１４が実際にオンである場合にのみ、比較器３０，３２の組み合わせ出力信号をローパスフィルタ３４へ転送するＡＮＤゲート３６の形態の回路ユニット３６が設けられている。このために、ＡＮＤゲート３６の一方の入力側には比較器３０，３２の組み合わせ出力信号すなわちパルス化直流電圧が供給され、ＡＮＤゲート３６の他方の入力信号としては高電圧発生器１４のオン信号が供給される。つまり、オン信号が正である場合のみ、すなわち高電圧発生器１４がオンである場合にのみ、比較器３０，３２の組み合わせ出力信号としてのパルス化直流電圧のパルスがＡＮＤゲート３６の出力側、ひいてはローパスフィルタ３４の入力側へ到達可能となる。よって、ローパスフィルタ３４は、高電圧発生器１４が実際にオンである間であって、場合により生じる減衰振動が除去される間のみ、比較器３０，３２の組み合わせ出力信号を受信する。

図２から見て取れるように、２つの比較器３０，３２はそれぞれ相応に接続されたオペアンプとして実現されている。回路ユニット３６は、既に述べたように、ＡＮＤゲート３６として構成されている。ローパスフィルタ３４は、それ自体公知の手法で、入力抵抗３８、アースに接続されたキャパシタ４０、および後置接続されたオペアンプ４２を含む。

図３には、ＡＮＤゲート３６の比較器３０，３２および後置接続されたオペアンプを含むローパスフィルタ３４の具体的構成の一例が示されている。

図４のａ，ｂには、位相シフト決定ユニット２６の動作方式が示されている。

図４のａには、上方の破線のラインにより、高電圧発生器１４のオン信号５０の特性が示されている。ここで、実線は、電流５２の時間特性を表しており、破線は電圧５４．１または５４．２の時間特性を表している。簡単化のために、同じ振幅を有する電流および電圧を示しているが、実用上は、振幅はスケーリングに応じて異なっていてよい。図４のａには、電流と電圧との間の２つの異なる位相シフトを表す２つの異なる電圧特性５４．１，５４．２が示されている。電圧特性５４．１の場合、電流と電圧との間の位相シフトは電圧特性５４．２の場合より小さい。図４の下方のラインは比較器３０，３２の組み合わせ出力信号５６を表している。見て取れるように、組み合わせ出力信号５６は、電流と電圧との間の位相シフトの持続時間に正確に相当するパルス幅Ｂを有するパルス化直流電圧信号である。電流特性５２と電圧特性５４．１との間の位相シフトがより小さい場合、パルス化直流電圧信号５６のパルスは持続時間Ｂ１を有する。位相シフトがより大きい場合、パルス持続時間はより長く、値Ｂ２を取る。

図４のａの下方のラインに示されているパルス化直流電圧がローパスフィルタリングされ、これにより平滑化されると、パルス化直流電圧信号５６のパルスの持続時間すなわちパルス幅に依存する絶対値を有する直流電圧が得られる。このことは図４のｂに示されている。下方の破線のライン５８．１は、パルス幅Ｂ１を有するパルス化直流電圧のローパスフィルタリングによって得られる、ローパスフィルタリングされた直流電圧を表しているのに対して、上方の点線のライン５８．２は、持続時間Ｂ２の電圧パルスを有するパルス化直流電圧５６のローパスフィルタリングによって得られる、より大きな絶対値を有する平滑化直流電圧を表している。

図４のａには、簡単化のために、高電圧発生器１４のオン時の近似的な過渡状態が部分的に示されている。

図５には、高電圧発生器１４のオフ（オン信号５０の降下において識別可能、図５のａを参照）の後、電流特性５２および電圧特性５４にさらに後振動が発生する（図５のｂを参照）ことが示されており、当該後振動は、パルス化直流電圧信号５６の特性において記録された別のゼロ交差、ひいてはパルス６０を生じさせる（図５のｃを参照）。パルス化直流電圧信号５６が長時間にわたってローパスフィルタリングされる場合、得られた平滑化直流電圧信号の絶対値も後振動に起因するパルス６０に依存する。当該パルスが存在しない場合、ローパスフィルタリングされた平滑化直流電圧信号の絶対値は小さくなる。平滑化直流電圧信号の絶対値にオン信号５０のオンオフ比の逆数が乗算されると、後振動に起因するパルス６０に基づいて、電流と電圧との間の位相シフトを正確に反映せず、後振動に基づくパルス６０によって誤差を有する絶対値ひいては位相シフト決定ユニットの出力信号が生じる。

このことを抑制するため、位相シフト決定ユニット２６には、後振動に起因するパルス６０を事実上除去する回路ユニット３６すなわちＡＮＤゲート３６が設けられている。

このことを、図６、図７において説明する。図６には、回路ユニット３６が設けられない場合に生じるパルス化直流電圧５６の特性が示されている。

図７には、回路ユニット３６によりパルス６０が除去されることが示されている。図７の下方のラインに示されているパルス化直流電圧信号５６はローパスフィルタリングされ、当該ローパスフィルタリングされた値にオン信号５０のオンオフ比の逆数が乗算され、これにより電流特性５２と電圧特性５４との間の位相シフトの絶対値が正確に反映される。

ここで、オン信号５０のオンオフ比は、
Ｄ＝Ｔ_ｉ／Ｔ_ａ
である。よって、オンオフ比の逆数は、
１／Ｄ＝Ｔ_ａ／Ｔ_ｉ
である。

Claims (8)

1. 電気外科器具に対する端子（１６，１８）および高電圧発生器（１４）を有する電気外科用発生器（１０）であって、
   前記高電圧発生器（１４）は、前記端子（１６，１８）に電気的に接続されており、かつ当該高電圧発生器（１４）のオン状態において高周波交流電流を形成して前記端子（１６，１８）を介して出力するように構成されており、
   前記電気外科用発生器（１０）は、作用エネルギー決定ユニット（２２）を有しており、該作用エネルギー決定ユニット（２２）は、動作中に出力された交流電流の電流と電圧との間の位相シフトを表す出力信号を送出するように構成された位相シフト決定ユニット（２６）を含み、
   前記位相シフト決定ユニット（２６）は、前記交流電流の電流および電圧の瞬時値の正から負へのゼロ交差間の時間差、または、前記交流電流の電流および電圧の瞬時値の負から正へのゼロ交差間の時間差、ひいては位相シフトを反映するパルス幅（Ｂ）を有するパルス化直流電圧信号（５６）を形成し、該パルス化直流電圧信号（５６）をローパスフィルタ（３４）により処理して、前記パルス化直流電圧信号（５６）のパルスのパルス幅（Ｂ）に依存する絶対値を有する前記位相シフトを表す出力信号を形成するように構成されている、
   電気外科用発生器において、
   前記高電圧発生器（１４）がオンである場合にのみ前記ローパスフィルタにパルス化直流電圧を供給し、前記高電圧発生器（１４）がオフである場合には前記ローパスフィルタにパルス化直流電圧を供給しないように配置および構成された回路ユニットが設けられている、
   ことを特徴とする電気外科用発生器。
2. 前記位相シフト決定ユニットは、位相シフトに依存して前記パルス化直流電圧（５６）を形成するゼロ交差検出器（３０，３２）を有しており、
   前記回路ユニット（３６）は、前記ゼロ交差検出器の出力側と前記ローパスフィルタ（３４）の入力側との間に配置されている、
   請求項１記載の電気外科用発生器。
3. 前記回路ユニットは、ＡＮＤゲート（３６）として実現されており、前記ＡＮＤゲート（３６）の一方の入力側は、前記位相シフト決定ユニットの出力側に接続されており、前記ＡＮＤゲート（３６）の他方の入力側は、前記高電圧発生器のオン状態において発生器オン信号を受信し、前記ＡＮＤゲート（３６）の出力側は前記ローパスフィルタに接続されている、請求項１または２記載の電気外科用発生器。
4. 前記ゼロ交差検出器は、２つの比較器（３０，３２）を有しており、該２つの比較器（３０，３２）のうち第１の比較器（３０）は、電圧信号とゼロ信号とを比較して、電圧の瞬時値が前記ゼロ信号より大きい場合に出力信号を形成するように構成および配置されているのに対して、第２の比較器（３２）は、ゼロ信号と電流信号とを比較して、前記ゼロ信号が電流の瞬時値よりも大きい場合に出力信号を形成するように構成および配置されており、
   前記比較器の各出力側は相互に接続されており、これにより、前記２つの比較器は、電圧の瞬時値が正であり（すなわちゼロ信号より大きく）かつ同時に電流の瞬時値が負である（すなわちゼロ信号より小さい）場合にのみ、または逆の場合にのみ、所定の閾値を上回る絶対値を有するゼロ交差検出器出力信号（５６）として組み合わせ出力信号を出力する、
   請求項２記載の電気外科用発生器。
5. 前記高電圧発生器は、該高電圧発生器の動作状態において、高周波交流電流を、所定のオンオフ比（Ｄ）でのクロック制御により、前記端子を介して出力するように構成されており、
   前記作用エネルギー決定ユニットは、前記オンオフ比に依存する補正値を直流電圧に乗算し、補正された直流電圧を、位相シフトを表す信号として出力するように構成され、
   前記補正値は、前記オンオフ比（Ｄ）の逆数（１／Ｄ）に相当する、
   請求項１から４までのいずれか１項記載の電気外科用発生器。
6. 前記電気外科用発生器は、前記高電圧発生器に接続されておりかつ動作時に前記高電圧発生器を制御する制御ユニットを有する、請求項１から５までのいずれか１項記載の電気外科用発生器。
7. 前記制御ユニットは、前記作用エネルギー決定ユニットに接続されており、かつ前記電気外科用発生器が動作時に出力する高周波交流電流の電流と電圧との間の前記位相シフトを表す出力信号を前記作用エネルギー決定ユニットから受信するように構成されている、請求項６記載の電気外科用発生器。
8. 前記電気外科用発生器は、前記高電圧発生器に接続されておりかつ動作時に前記高電圧発生器を制御する制御ユニットを有し、
   前記制御ユニットは、前記作用エネルギー決定ユニットに接続されており、かつ前記オンオフ比（Ｄ）を表す信号を制御回路に出力するように構成されている、
   請求項５記載の電気外科用発生器。

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