JPH08299356A - Electric surgical operation device - Google Patents

Electric surgical operation device

Info

Publication number
JPH08299356A
JPH08299356A JP7113151A JP11315195A JPH08299356A JP H08299356 A JPH08299356 A JP H08299356A JP 7113151 A JP7113151 A JP 7113151A JP 11315195 A JP11315195 A JP 11315195A JP H08299356 A JPH08299356 A JP H08299356A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
output
waveform
frequency
circuit
signal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
JP7113151A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Takashi Mitsubori
貴司 三堀
Tomohisa Sakurai
友尚 櫻井
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Olympus Corp
Original Assignee
Olympus Optical Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Olympus Optical Co Ltd filed Critical Olympus Optical Co Ltd
Priority to JP7113151A priority Critical patent/JPH08299356A/en
Publication of JPH08299356A publication Critical patent/JPH08299356A/en
Withdrawn legal-status Critical Current

Links

Abstract

PURPOSE: To hasten attenuation time with maintaining open voltage high without affecting special influence on output characteristic, and also to improve coagulating ability by increasing a crest factor. CONSTITUTION: This electric surgical operation device is provided with a waveform generating circuit 7 for generating waveform according to each output mode, a switch means 8 which is driven by a pulse signal generated by the waveform generating circuit 7, an output transformer 3 for increasing voltage of a high frequency signal, and a resonance circuit composed of a condensor 2 and primary wound wire 4 of the output transformer 3. And a subordinate pulse row by which the switch means 8 is driven is generated so that electric current is supplied to the primary wound wire 4 of the transformer 3 from a power supply circuit 6 so that energy in the resonance circuit 1 is cancelled with each other after outputting a single pulse from which a coagulation waveform is made in the waveform generating circuit 7.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【0001】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、生体組織に対し高周波
電流により切開や凝固等の処置を施す電気外科手術装置
に関する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an electrosurgical device for performing incision, coagulation or the like on a living tissue with a high frequency current.

【0002】[0002]

【従来の技術】高周波電流により生体組織の切開や凝固
等の高周波処置を行う電気外科手術装置、いわゆる電気
メスが、例えば特公昭63−40099号公報において
知られている。この種の電気メス装置においての高周波
電力発生部は、通常、図5で示すような構成である。す
なわち、高周波電力発生部は、コンデンサ51と、出力
トランス52の1次巻線53とによってタンク回路を形
成したLC並列共振回路54を備えてなるものである。
このLC並列共振回路54での発振周波数はそのコンデ
ンサ51のキャパシタンスの値Cと出力トランス52の
インダクタンスの値Lを適当に選ぶことにより選定でき
る。LC並列共振回路54への通電は各出力モードに応
じて波形発生回路55で生成された波形に応じて駆動さ
れるスイッチング手段56によって制御される。
2. Description of the Related Art An electrosurgical surgical device for performing high-frequency treatment such as incision and coagulation of living tissue by high-frequency current, so-called electric scalpel, is known, for example, from Japanese Patent Publication No. 63-40099. The high-frequency power generator in this type of electric scalpel device usually has a structure as shown in FIG. That is, the high frequency power generator includes the LC parallel resonance circuit 54 that forms a tank circuit with the capacitor 51 and the primary winding 53 of the output transformer 52.
The oscillation frequency in the LC parallel resonance circuit 54 can be selected by appropriately selecting the capacitance value C of the capacitor 51 and the inductance value L of the output transformer 52. The energization of the LC parallel resonance circuit 54 is controlled by the switching means 56 which is driven according to the waveform generated by the waveform generation circuit 55 according to each output mode.

【0003】ここで発生した高周波電流はその出力トラ
ンス52の2次巻線57の一方端に接続されている活性
ライン58及び活性電極59を介して、処置対象の生体
組織部位に供給される。患者電極62はその接触部位に
おいて熱傷を極力起こさないようにするため、電流密度
を十分小さくするのに必要な面積を有する。出力トラン
ス52の2次巻線57の他方端には患者ライン61を介
して患者電極62が接続されている。
The high-frequency current generated here is supplied to a living tissue site to be treated through an active line 58 and an active electrode 59 connected to one end of a secondary winding 57 of the output transformer 52. The patient electrode 62 has an area necessary for sufficiently reducing the current density in order to prevent the burn at the contact site as much as possible. A patient electrode 62 is connected to the other end of the secondary winding 57 of the output transformer 52 via a patient line 61.

【0004】そして、活性電極59から患者の生体組織
に供給された高周波電流は高周波処置を行って患者電極
62から患者ライン61を介して出力トランス52の2
次巻線57に回収される。ここで、活性ライン58と患
者ライン61の途中には、感電防止のために低周波成分
を除去するコンデンサ63,64が介挿されている。
The high-frequency current supplied from the active electrode 59 to the living tissue of the patient is subjected to high-frequency treatment, and is output from the patient electrode 62 through the patient line 61 to the output transformer 52.
It is recovered by the next winding 57. Here, capacitors 63 and 64 for removing low-frequency components are inserted between the active line 58 and the patient line 61 to prevent electric shock.

【0005】次に、図6を参照して、出力トランス52
から出力させる信号の波形生成過程を説明する。図6で
は波形発生回路55から供給される信号VG と、出力ト
ランス52の2次巻線57に発生する電圧VO をそれぞ
れ示す。
Next, referring to FIG. 6, the output transformer 52
The process of generating the waveform of the signal output from will be described. FIG. 6 shows the signal V G supplied from the waveform generation circuit 55 and the voltage V O generated in the secondary winding 57 of the output transformer 52.

【0006】例えば、凝固モード波形のような断続波を
発生させる場合には、波形発生回路55から図6に示す
ようなデューティサイクルの短い単発パルスの信号VG
が出力される。すると、この信号VG がスイッチング手
段56に供給され、その単発パルスが、そのスイッチイ
ング手段56を構成するパワーMOSFETのゲートに供給さ
れている間はそのパワーMOSFETが導通状態にあって、こ
のとき、電源(図中+Vcc)から出力トランス52の1
次巻線53に電流が流れる。このときに流れた電流によ
り、共振用のコイルを兼ねている出力トランス52の1
次側巻線53には磁気的なエネルギーが蓄積される(図
6中t1 からt2 の間)。
For example, in the case of generating an intermittent wave such as a coagulation mode waveform, the waveform generating circuit 55 outputs a single pulse signal V G having a short duty cycle as shown in FIG.
Is output. Then, the signal V G is supplied to the switching means 56, and while the single-shot pulse is supplied to the gate of the power MOSFET constituting the switching means 56, the power MOSFET is in the conductive state, and at this time. , Output transformer 52 from power supply (+ Vcc in the figure) 1
Current flows through the next winding 53. Due to the current flowing at this time, one of the output transformers 52 that also serves as a coil for resonance
Magnetic energy is accumulated in the secondary winding 53 (between t 1 and t 2 in FIG. 6).

【0007】ついで、波形発生回路55からパルスの供
給が停止された瞬間(図6中t2 からt3 の間)、スイ
ッチング手段56を構成するパワーMOSFETが遮断状態と
なり、この時、キックバック現象により、高電圧が発生
する。そして、LC並列共振回路54を構成するコンデ
ンサ51と出力トランス52の1次巻線53の間ではこ
の両者の値L,Cにより決定される固有周波数、すなわ
ち、共振周波数fr=1/{2π・(LC)1/2 }によ
り、エネルギーの授受が行われ、これにより振動波形の
電圧VO が出力トランス52の2次巻線57に発生す
る。そして、LC並列共振回路54内の抵抗成分、及び
出力トランス52の2次巻線57の出力端負荷(生体組
織)によりエネルギーは消費されるが、既にパルスの供
給は停止されているから振動波形へのエネルギー補給が
なく、したがって、図6で示すようにその波形は次第に
減衰していく。こうして断続した波形が繰り返される。
Then, at the moment when the pulse supply from the waveform generating circuit 55 is stopped (between t 2 and t 3 in FIG. 6), the power MOSFET constituting the switching means 56 is cut off, and at this time, the kickback phenomenon occurs. Generate a high voltage. Between the capacitor 51 and the primary winding 53 of the output transformer 52, which form the LC parallel resonance circuit 54, the natural frequency determined by the values L and C of the two, that is, the resonance frequency fr = 1 / {2π · Energy is transmitted and received by (LC) 1/2 }, whereby a voltage V O having an oscillating waveform is generated in the secondary winding 57 of the output transformer 52. Then, energy is consumed by the resistance component in the LC parallel resonance circuit 54 and the output end load (living tissue) of the secondary winding 57 of the output transformer 52, but since the pulse supply has already been stopped, the vibration waveform is generated. There is no energy replenishment to, and therefore the waveform gradually decays as shown in FIG. In this way, the intermittent waveform is repeated.

【0008】[0008]

【発明が解決しようとする課題】上述の方法によって電
気メスにおける出力波形が生成される。切開モード波形
のようにいわば連続的に発振させる場合には共振周波数
に従った連続的なパルスによりスイッチングして、LC
並列共振回路54にエネルギーを供給し続ければよい。
しかし、凝固モード波形のような断続波を発生させる場
合にあっては次のような問題がある。すなわち、出力端
子が開放の場合、LC並列共振回路54内に蓄積されて
いるエネルギーが放電し終える迄に有限の時間を有し、
キックバック後の振動波形の減衰がかなり長く尾を引
く。このため、振動波形が減衰して収束する前に次の単
発パルスが波形発生回路55からスイッチング手段56
に供給されてしまうと、再び高電圧を発生させてしまう
ことになる。つまり、出力波形が減衰しきれないうちに
再び高電圧を発生させてしまうことになる。換言すれ
ば、出力波形が減衰しきる前に次の出力波形が出力さ
れ、凝固モード特有の振動波形の断続性が低下してしま
うということを意味する。結果的にクレストファクタが
低下し、凝固能を低下させてしまうという欠点があっ
た。
The output waveform in the electric scalpel is generated by the method described above. When oscillating continuously like a cutting mode waveform, switching is performed with continuous pulses according to the resonance frequency, and LC
It suffices to continue supplying energy to the parallel resonant circuit 54.
However, there are the following problems when an intermittent wave such as a coagulation mode waveform is generated. That is, when the output terminal is open, there is a finite time until the energy stored in the LC parallel resonance circuit 54 is completely discharged,
The damping of the vibration waveform after kickback has a fairly long tail. Therefore, before the vibration waveform is attenuated and converges, the next single pulse is output from the waveform generation circuit 55 to the switching means 56.
If it is supplied to, the high voltage will be generated again. That is, the high voltage is generated again before the output waveform is attenuated. In other words, it means that the next output waveform is output before the output waveform is completely attenuated, and the discontinuity of the vibration waveform peculiar to the coagulation mode is reduced. As a result, there has been a drawback that the crest factor is lowered and the coagulation ability is lowered.

【0009】この放電時間を短かくする手段としてはコ
ンデンサ51と、出力トランス52の1次巻線53とか
ら成るLC並列共振回路54に放電用の抵抗を並列に接
続する方法も考えられるが、放電時間を短かくするため
には小さな抵抗値(数百Ω程度)であることが必要とな
り、また、かなり高容量の抵抗が必要となり、その結
果、無駄な電力を消費させることになる。さらに、特別
の放熱手段も設けなければならず、かなりのスペースを
専有するとともに構造を複雑にしてしまう。さらに、そ
の抵抗値によって内部回路の出力インピーダンスが変わ
ってしまうため、出力特性にも影響を及ぼしてしまうと
いう本質的に困難な欠点があった。
As a means for shortening the discharging time, a method of connecting a discharging resistor in parallel to the LC parallel resonance circuit 54 consisting of the capacitor 51 and the primary winding 53 of the output transformer 52 is conceivable. In order to shorten the discharge time, it is necessary to have a small resistance value (about several hundred Ω), and a resistor having a considerably high capacity is required, resulting in wasting power. Furthermore, special heat dissipation means must be provided, which occupies a considerable space and complicates the structure. Furthermore, the resistance value changes the output impedance of the internal circuit, which has an inherently difficult drawback of affecting the output characteristics.

【0010】本発明は上述した問題点に鑑みてなされた
ものであり、出力特性に格別な影響を及ぼさずに、開放
電圧は高いまま、減衰時間を早くし、クレストファクタ
を高めることにより特に断続性の要求される、例えば凝
固モードでの処置能を向上させることができる電気外科
手術装置を提供することを目的とするものである。
The present invention has been made in view of the above-mentioned problems, and in particular, the open-circuit voltage is kept high, the decay time is shortened, and the crest factor is increased without interrupting the output characteristics. It is an object of the present invention to provide an electrosurgical device capable of improving the treatment ability in a coagulation mode, which requires sex.

【0011】[0011]

【課題を解決する手段および作用】本発明は、高周波電
流により生体組織に対して切開や凝固等の高周波処置を
行う電気外科手術装置において、高周波処置を行わせる
ためにその出力モードに応じた波形のパルス信号を出力
する波形生成手段と、前記波形生成手段から出力された
信号に従ってスイッチング動作を行うスイッチング手段
と、電源手段と出力トランス手段を有し前記スイッチン
グ手段の動作によって前記電源手段の電気エネルギーを
受けて高周波を発生し前記出力トランス手段から高周波
出力を出力させる高周波発生手段とを具備し、前記波形
生成手段において、前記スイッチング手段に前記高周波
発生手段を発振動作させる主信号と次の主信号との間で
先の主信号に続いて出力されその高周波発生手段の発振
動作を減衰する従属信号を出力させるようにしたもので
ある。
SUMMARY OF THE INVENTION The present invention relates to an electrosurgical apparatus for performing high-frequency treatment such as incision or coagulation on living tissue with a high-frequency current, so as to perform high-frequency treatment, a waveform corresponding to the output mode thereof. Waveform generating means for outputting the pulse signal, switching means for performing a switching operation according to the signal output from the waveform generating means, power supply means and output transformer means, and the electrical energy of the power supply means by the operation of the switching means. And a high frequency generating means for generating a high frequency and outputting a high frequency output from the output transformer means, in the waveform generating means, a main signal for causing the switching means to oscillate the high frequency generating means and a next main signal. Is output following the above main signal and attenuates the oscillating operation of the high frequency generating means. Is obtained so as to output a signal.

【0012】これにより、主信号により、出力トランス
の1次巻線に流れる電流は従来と同様であるから出力ト
ランスの1次巻線に発生するエネルギーも同じであり、
開放電圧も高い状態を維持することができるが、従属信
号により高周波発生手段の発振を減衰させることができ
る。
As a result, the current flowing through the primary winding of the output transformer due to the main signal is the same as in the conventional case, so the energy generated in the primary winding of the output transformer is also the same.
Although the open circuit voltage can be maintained high, the oscillation of the high frequency generating means can be attenuated by the dependent signal.

【0013】[0013]

【実施例】【Example】

<第1の実施例>図1及び図2を参照して、本発明の第
1の実施例を説明する。図1はその電気外科手術装置の
基本的な回路の構成を示すものである。
<First Embodiment> A first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 shows a basic circuit configuration of the electrosurgical operation apparatus.

【0014】これの高周波電力発生部はLC並列共振回
路1を備える。このLC並列共振回路1はコンデンサ2
と出力トランス3の1次巻線4によって構成した、いわ
ゆるタンク回路である。このLC並列共振回路1の発振
周波数はコンデンサ2のキャパシタンスの値Cと出力ト
ランス3のインダクタンスの値Lを選ぶことにより決ま
る。それらの値を任意に選定するための手段を組み込ん
でもよい。LC並列共振回路1は後述する如く設定され
る高周波電力の発生源となる可変電源としての電源回路
6に接続されている。LC並列共振回路1の発振動作は
波形生成回路7で生成された波形により駆動されるスイ
ッチング手段8によってスイッチング制御がなされる。
このスイッチング手段8には例えば高速スイッチングが
可能なパワーMOSFETが使われる。
The high-frequency power generator of this type includes an LC parallel resonance circuit 1. This LC parallel resonance circuit 1 has a capacitor 2
And a primary winding 4 of the output transformer 3 is a so-called tank circuit. The oscillation frequency of the LC parallel resonance circuit 1 is determined by selecting the capacitance value C of the capacitor 2 and the inductance value L of the output transformer 3. A means for arbitrarily selecting those values may be incorporated. The LC parallel resonance circuit 1 is connected to a power supply circuit 6 as a variable power supply which is a generation source of high frequency power set as described later. The oscillating operation of the LC parallel resonance circuit 1 is switching-controlled by the switching means 8 driven by the waveform generated by the waveform generating circuit 7.
For the switching means 8, for example, a power MOSFET capable of high speed switching is used.

【0015】さらに高周波電力発生部はLC並列共振回
路1の発振動作を制御するための主制御部11を備えて
おり、この主制御部11はモード選択検知手段12と出
力スイッチ検知手段13から信号を受け、それに応じて
前記電源回路6の高周波電力(基準電圧)を設定し、ま
た前記波形生成手段7の出力を制御する。波形生成回路
7は前記主制御部11から送出されてきた波形選択信号
に基いて波形生成を行う。スイッチング手段8は前記波
形生成手段7から送出される信号に応答してオンオフ駆
動される。
Further, the high frequency power generator is provided with a main control unit 11 for controlling the oscillating operation of the LC parallel resonance circuit 1. The main control unit 11 receives signals from the mode selection detection means 12 and the output switch detection means 13. In response to this, the high frequency power (reference voltage) of the power supply circuit 6 is set accordingly, and the output of the waveform generating means 7 is controlled. The waveform generation circuit 7 generates a waveform based on the waveform selection signal sent from the main control unit 11. The switching means 8 is ON / OFF driven in response to the signal sent from the waveform generating means 7.

【0016】前記モード選択検知手段12はユーザーと
電気メス本体とのインターフェースとなるものであって
ユーザーが選択したモードや出力設定値を検知する。ま
た、出力スイッチ検知手段13は図示しない、例えばフ
ットスイッチ等の出力スイッチの操作状態を検知する。
そして、前記主制御部11はモード選択検知手段12で
設定されたモード及び出力設定値と、出力スイッチ検知
手段13で出力スイッチの操作状態を認識し、これらに
対応する波形選択信号やパワーデータを送り出す。
The mode selection detecting means 12 serves as an interface between the user and the electric knife body, and detects the mode selected by the user and the output set value. Further, the output switch detection means 13 detects the operating state of an output switch such as a foot switch (not shown).
Then, the main control unit 11 recognizes the mode and the output set value set by the mode selection detection unit 12 and the operation state of the output switch by the output switch detection unit 13, and outputs the waveform selection signal and the power data corresponding thereto. Send out.

【0017】一方、出力トランス3の2次巻線15の一
端には活性ライン16が接続されており、この活性ライ
ン16には活性電極17が接続されている。活性電極1
7は生体組織(図示せず)に対して接触または近接す
る。そして、患者電極19はその接触部位に熱傷を起こ
さないように電流密度を十分小さくするのに必要な面積
を有する。出力トランス3の2次巻線15の他方端には
患者ライン18が接続され、この患者ライン18の先端
には患者電極19が接続されている。患者電極19は患
者に対して接触する広い面積を有するものである。活性
ライン16と患者ライン18の途中には感電防止のため
に低周波の成分を除去するコンデンサ21,22を介挿
した低周波除去手段23が設けられている。
On the other hand, an active line 16 is connected to one end of the secondary winding 15 of the output transformer 3, and an active electrode 17 is connected to this active line 16. Active electrode 1
7 contacts or comes close to a living tissue (not shown). Then, the patient electrode 19 has an area necessary for sufficiently reducing the current density so as not to cause a burn on the contact portion. A patient line 18 is connected to the other end of the secondary winding 15 of the output transformer 3, and a patient electrode 19 is connected to the tip of the patient line 18. The patient electrode 19 has a large area in contact with the patient. In the middle of the active line 16 and the patient line 18, there is provided a low frequency removing means 23 having capacitors 21 and 22 for removing low frequency components for preventing electric shock.

【0018】次に、この電気外科手術装置の作用を説明
する。まず、ユーザーにより、出力モードが選択される
と、モード選択検知手段12から主制御部11にそのモ
ードの選択信号が取り込まれる。ここで、術者が図示し
ないフットスイッチ等の出力スイッチを操作すると、出
力スイッチ検知手段13がその操作状態を検出し、その
信号を主制御部11に取り込ませる。主制御部11では
ユーザーにより選択された波形モード(切開、凝固等)
や出力スイッチの操作状態に応じて、出力波形選択信号
を波形生成手段7に供給すると同時に、電源回路6にそ
の設定値に対応した基準電圧を出力させる。
Next, the operation of this electrosurgical device will be described. First, when the output mode is selected by the user, a mode selection signal is fetched from the mode selection detection means 12 to the main controller 11. Here, when the operator operates an output switch such as a foot switch (not shown), the output switch detection means 13 detects the operation state and causes the main control unit 11 to capture the signal. Waveform mode (incision, coagulation, etc.) selected by the user in the main control unit 11
According to the operation state of the output switch or the output switch, the output waveform selection signal is supplied to the waveform generation means 7, and at the same time, the power supply circuit 6 is caused to output the reference voltage corresponding to the set value.

【0019】電源回路6は例えば0〜100V迄の可変
電源であるから、この電源回路6の出力電力によって高
周波電力が決定される。主制御部11では設定値に対応
するデータを予じめメモリの中にデータテーブルとして
格納してあり、その設定値に対応するデータを、D/A
コンバーターに供給することにより基準電圧を生成し、
前記電源回路6に供給している。
Since the power supply circuit 6 is, for example, a variable power supply of 0 to 100 V, the high frequency power is determined by the output power of the power supply circuit 6. The main control unit 11 stores the data corresponding to the set value as a data table in the predictive memory, and stores the data corresponding to the set value in the D / A.
Generate a reference voltage by supplying to the converter,
It is supplied to the power supply circuit 6.

【0020】スイッチング手段8は波形生成手段7で生
成された各波形モードに従ったパルス信号VG で駆動さ
れ、そのパルスがオンの期間ではスイッチング手段8を
構成するパワーMOSFETが導通となり、出力トランス3の
1次巻線4に電流を流し、エネルギーを供給する。この
とき、電源回路6から出力トランス3の1次巻線4に流
れた電流により、共振用のコイルを兼ねている出力トラ
ンス3の1次巻線4には磁気的なエネルギーが蓄積され
る(図2中t1 からt2 の間)。
The switching means 8 is driven by the pulse signal V G according to each waveform mode generated by the waveform generation means 7, and while the pulse is on, the power MOSFET constituting the switching means 8 becomes conductive and the output transformer An electric current is passed through the primary winding 4 of 3 to supply energy. At this time, magnetic energy is accumulated in the primary winding 4 of the output transformer 3 which also functions as a resonance coil by the current flowing from the power supply circuit 6 to the primary winding 4 of the output transformer 3 ( between in FIG 2 t 1 of t 2).

【0021】ついで、波形生成回路7からパルスの供給
が停止された瞬間(図2中t2 からt3 の間)、スイッ
チング手段8を構成するパワーMOSFETが遮断状態とな
り、電源回路6からの電力の供給が絶たれる。そして、
この時のキックバック現象により、出力トランス3の2
次側には昇圧された高電圧が発生する。
Then, at the moment when the pulse supply from the waveform generating circuit 7 is stopped (between t 2 and t 3 in FIG. 2), the power MOSFET constituting the switching means 8 is cut off and the power from the power supply circuit 6 is turned on. Will be cut off. And
Due to the kickback phenomenon at this time, 2
A boosted high voltage is generated on the next side.

【0022】そして、LC並列共振回路1を構成するコ
ンデンサ2と出力トランス3の1次巻線4の間ではこの
両者の値L,Cにより決定される固有周波数、すなわち
共振周波数fr=1/{2π・(LC)1/2 }で、エネ
ルギーの授受が行われており、自然に減衰する。そし
て、この自然減衰波形の振動波形の電圧VO が、出力ト
ランス3の2次巻線15に発生する。そして、LC並列
共振回路1内の抵抗成分、及び出力トランス3の2次巻
線15の出力端負荷(生体組織)によりエネルギーは消
費され、尾を引く状態で次第に減衰していく。
Between the capacitor 2 constituting the LC parallel resonance circuit 1 and the primary winding 4 of the output transformer 3, the natural frequency determined by the values L and C of the two, that is, the resonance frequency fr = 1 / { Energy is exchanged at 2π · (LC) 1/2 }, and it naturally decays. Then, the voltage V O having the vibration waveform of the natural damping waveform is generated in the secondary winding 15 of the output transformer 3. Energy is consumed by the resistance component in the LC parallel resonant circuit 1 and the output end load (living tissue) of the secondary winding 15 of the output transformer 3, and the energy is gradually attenuated in a tailed state.

【0023】波形生成手段7では主制御部11からの波
形選択信号に応じて、波形を生成する。例えば、切開用
波形であれば基本周波数の連続パルス、混合波形であれ
ば基本周波数の連続パルスのデューティサイクル50%
の断続パルス波、凝固用波形ならば単発パルスの繰り返
し波というように、その使用するモードに応じて異なる
波形を生成し、スイッチング手段8の導通を制御する。
The waveform generating means 7 generates a waveform according to the waveform selection signal from the main control section 11. For example, if the waveform for incision has a continuous pulse of the basic frequency, if it has a mixed waveform, the duty cycle of the continuous pulse of the basic frequency is 50%.
The intermittent pulse wave, the coagulation waveform, a single pulse repetitive wave, etc., generate different waveforms according to the mode to be used, and control the conduction of the switching means 8.

【0024】図2は特に凝固波形の出力時においての波
形生成手段7により生成される信号VG と、出力トラン
ス3の2次巻線15に発生する開放出力電圧VO の波形
を示している。また、図2での信号VG において、M・
Pとは主パルスのことであり、S・Pとは従属パルスの
ことである。
FIG. 2 shows the waveform of the signal V G generated by the waveform generating means 7 and the waveform of the open output voltage V O generated in the secondary winding 15 of the output transformer 3 particularly when the coagulation waveform is output. . Further, in the signal V G in FIG. 2, M ·
P is the main pulse, and SP is the dependent pulse.

【0025】この主パルスM・Pによってスイッチング
手段8を構成するパワーMOSFETが導通となり、電源回路
6から電流が流れて、前述したと同様の発振動作が行わ
れる。すなわち、最初に出力トランス3の1次巻線4に
はエネルギーが蓄積され、このエネルギーは主パルスM
・Pの供給が停止された時点で、キックバック現象によ
り出力トランス3の2次側に高電圧を発生させ、その後
はコンデンサ2と出力トランス3の1次巻線4とから成
るLC並列共振回路1内においてエネルギーの授受が行
われて、その共振周波数で繰り返すことにより、自然減
衰波形の振動が生成される。
By the main pulse M · P, the power MOSFET constituting the switching means 8 becomes conductive, current flows from the power supply circuit 6, and the same oscillating operation as described above is performed. That is, first, energy is stored in the primary winding 4 of the output transformer 3, and this energy is stored in the main pulse M.
When the supply of P is stopped, a high voltage is generated on the secondary side of the output transformer 3 due to the kickback phenomenon, and thereafter, an LC parallel resonance circuit including the capacitor 2 and the primary winding 4 of the output transformer 3. Energy is exchanged in 1 and is repeated at the resonance frequency, so that vibration with a natural damping waveform is generated.

【0026】次に、LC並列共振回路1の内部において
の振動エネルギーを放電するような周期での図2に示す
ような従属パルスS・Pを波形生成手段7において生成
し、スイッチング手段8に供給すると、コンデンサ2か
ら出力トランス3の1次巻線4を通しての放電が行わ
れ、出力トランス3の1次巻線4に蓄積されるエネルギ
ーとは逆方向の電力が電源回路6から出力トランス3の
1次巻線4に供給される。このため、1次巻線4に蓄積
するエネルギーは相殺されて、結果的にLC並列共振回
路1内の総エネルギー量を低下させることができる。し
たがって、従属パルス列S・Pの供給が終了した時点で
はその共振回路1内のエネルギーはかなり減少している
ため、図2で示すように自然減衰では得られない、急峻
な波形減衰効果を得ることができ、結果的にクレストフ
ァクタの高い出力波形が得られる。
Next, the dependent pulse SP as shown in FIG. 2 is generated by the waveform generating means 7 in a cycle such that the vibration energy inside the LC parallel resonance circuit 1 is discharged, and is supplied to the switching means 8. Then, the capacitor 2 is discharged through the primary winding 4 of the output transformer 3, and electric power in the direction opposite to the energy stored in the primary winding 4 of the output transformer 3 is discharged from the power supply circuit 6 to the output transformer 3. It is supplied to the primary winding 4. Therefore, the energy accumulated in the primary winding 4 is canceled out, and as a result, the total energy amount in the LC parallel resonance circuit 1 can be reduced. Therefore, at the time when the supply of the dependent pulse train S / P is completed, the energy in the resonance circuit 1 is considerably reduced, and as shown in FIG. 2, a steep waveform damping effect that cannot be obtained by natural damping is obtained. As a result, an output waveform with a high crest factor can be obtained.

【0027】一方、LC並列共振回路1で発生した高周
波信号は出力トランス3で昇圧された後に活性ライン1
6及び活性電極17を介して生体組織に供給される。そ
して、その組織に供給された電流は患者電極19から患
者ライン18を介して、電気メス本体に回収される。 <第2の実施例>図3及び図4を参照して、本発明の第
2の実施例を説明する。図3はその電気外科手術装置の
基本的な回路構成を示すものである。
On the other hand, the high frequency signal generated in the LC parallel resonance circuit 1 is boosted by the output transformer 3 and then activated line 1.
6 and the active electrode 17 to supply the living tissue. Then, the current supplied to the tissue is collected from the patient electrode 19 through the patient line 18 to the main body of the electric scalpel. <Second Embodiment> A second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 3 shows a basic circuit configuration of the electrosurgical apparatus.

【0028】この電気外科手術装置の高周波電力発生部
は電気メス本体30内に内蔵されている。これにはこの
電気メスを制御するための制御手段31と、この制御手
段31に動作モードを与える操作パネル手段32と、設
定したモードに対応した波形の信号を発生する波形生成
手段33と、その設定したモードに対応した波形の信号
によって後述する発振回路部40を動作させるスイッチ
ング機能を有したパワーアンプ手段34と、前記制御手
段31からの設定信号に基いて電圧を供給する電圧可変
式の電源手段36を備える。また、制御手段31にはフ
ットスイッチ等からなる出力スイッチ37が接続されて
いる。
The high-frequency power generator of this electrosurgical device is built in the electric knife body 30. This includes control means 31 for controlling the electric knife, operation panel means 32 for giving an operation mode to the control means 31, waveform generation means 33 for generating a signal having a waveform corresponding to the set mode, and A power amplifier means 34 having a switching function for operating an oscillation circuit section 40 described later by a signal having a waveform corresponding to a set mode, and a variable voltage power supply for supplying a voltage based on a setting signal from the control means 31. Means 36 are provided. An output switch 37 including a foot switch is connected to the control means 31.

【0029】そして、このパワーアンプ手段34と電源
手段36が接続される発振回路部40は出力トランス4
1の一次巻線42とコンデンサ43とを備えた直列共振
器を構成してなる。厳密に言えば電源手段36に付属す
るバイパスコンデンサ44とも共振する。つまり、出力
トランス41の一次巻線42とコンデンサ群43,44
により直列共振器を構成している。
The oscillation circuit section 40 to which the power amplifier means 34 and the power source means 36 are connected is the output transformer 4.
A series resonator including one primary winding 42 and a capacitor 43 is configured. Strictly speaking, the bypass capacitor 44 attached to the power supply means 36 also resonates. That is, the primary winding 42 of the output transformer 41 and the capacitor groups 43, 44
This constitutes a series resonator.

【0030】この直列共振器に対する電源手段36から
の電力の供給は波形生成手段33からの信号を受けるパ
ワーアンプ手段34のオン動作によって行われる。ここ
でのパワーアンプ手段34は波形生成手段33からの信
号に応じてオンオフ動作するスイッチング手段を構成し
ている。
Power is supplied from the power supply means 36 to this series resonator by the ON operation of the power amplifier means 34 which receives the signal from the waveform generation means 33. The power amplifier means 34 here constitutes a switching means that is turned on / off in response to a signal from the waveform generation means 33.

【0031】出力トランス41の2次巻線45の一端に
接続された活性ライン46と出力トランス41の2次巻
線45の他端に接続された患者ライン47の途中には感
電防止のために低周波の成分を除去するコンデンサ4
8,49を介挿してなる低周波除去手段が設けられてい
る。
In order to prevent electric shock, an active line 46 connected to one end of the secondary winding 45 of the output transformer 41 and a patient line 47 connected to the other end of the secondary winding 45 of the output transformer 41 are provided in the middle. Capacitor 4 for removing low frequency components
There is provided a low frequency removing means having 8 and 49 interposed.

【0032】前記操作パネル手段32ではユーザーが選
択した出力波形モードの信号を制御手段31に伝えると
共に、その選択したモードを表示する。ここで、選択で
きるモードには、図4に示すような切開波形、混合波
形、凝固波形の制御用パルスがあり、各々、出力スイッ
チ手段37の動作に応じて波形生成手段33からその選
択された制御信号が出力される。
The operation panel means 32 transmits a signal of the output waveform mode selected by the user to the control means 31, and displays the selected mode. Here, the selectable modes include incision waveform, mixed waveform, and coagulation waveform control pulses as shown in FIG. 4, each of which is selected from the waveform generation means 33 according to the operation of the output switch means 37. The control signal is output.

【0033】切開波形は連続的なパルス列であり、連続
したエネルギーを出力トランス41から出力させる。混
合波形は凝固形式の成分を含んだ切開波形であり、前記
切開波形を断続させて休止期間を作り、連続パルスによ
る切開期間と休止期間を交互に発生させることによって
作られる。凝固波形はパルス幅が他の波形より大きい
が、連続していない単発パルスの繰り返しからなり、出
力トランス41へのエネルギー供給期間が他の波形に比
べ短くして作られる。
The incision waveform is a continuous pulse train, and continuous energy is output from the output transformer 41. The mixed waveform is an incision waveform containing a coagulation-type component, and is formed by intermittently incising the incision waveform to create a quiescent period and alternately generating an incision period and a quiescent period by continuous pulses. The coagulation waveform has a pulse width larger than that of the other waveforms, but is formed by repeating non-continuous single pulses, and the energy supply period to the output transformer 41 is shorter than that of the other waveforms.

【0034】そして、特に、この凝固波形においてはエ
ネルギー供給期間であるパルスのオンの後、出力トラン
ス41にはそのエネルギーが蓄積される。出力トランス
41はこれの近傍にあるコンデンサ群43,44と共振
する。出力端子が高い抵抗負荷状態である場合、エネル
ギー振動が続くため、その後、先の幅の大きい単発パル
スの後にパワーアンプ手段34に与える単発パルスより
短い複数のパルス群を出力する。このパルス群により発
振回路部40の出力エネルギーの振動が乱れ、その共振
状態が抑制されるように働くこととなる。このようにし
て、次にくる単発パルスの前までに、共振振動がほぼ停
止している状態を作り出すことができる。
Then, in particular, in this coagulation waveform, the energy is accumulated in the output transformer 41 after the pulse which is the energy supply period is turned on. The output transformer 41 resonates with the capacitor groups 43 and 44 in the vicinity thereof. When the output terminal is in a high resistance load state, energy oscillation continues, and thereafter, a plurality of pulse groups shorter than the single-shot pulse given to the power amplifier means 34 are output after the single-shot pulse having the large width. This pulse group disturbs the oscillation of the output energy of the oscillation circuit section 40, and works to suppress the resonance state. In this way, it is possible to create a state in which the resonance vibration is almost stopped before the next single pulse.

【0035】以上の如く、第1の実施例と第2の実施例
とは共振回路が並列か直列かの違いはあるが、その動作
や作用において同様なものである。また、これらの各実
施例では、活性電極17と処置対象の生体組織が非接触
状態で広範囲の部位にわたって凝固作用を及ぼすことが
できる、いわゆるスプレー凝固モードのような場合にお
いて特に効果的である。スプレー凝固モードの場合のよ
うに活性電極17と生体組織が非接触状態のときには処
置開始の際、その間に放電を起させなければならない。
このため、出力電圧はかなり高電圧にさせておく。した
がって、出力波形が減衰する迄にかなりの時間がかかる
ことになる。すると、出力するエネルギー振動が減衰す
る前に次のゲートパルスが例えばスイッチング手段8に
供給されてしまい、出力トランス3,41の一次巻線
4,42にエネルギーが供給され、そのゲートパルスの
供給が停止された時点で再び高電圧を発生させてしまう
ことになる。換言すれば出力波形が減衰しきれないうち
に再び高電圧を発生させてしまうことになるため、クレ
ストファクタが低下してしまい、凝固能に悪影響を及ぼ
す可能性がある。
As described above, the first embodiment and the second embodiment differ in whether the resonance circuit is in parallel or in series, but the operation and action are the same. Further, each of these embodiments is particularly effective in the case of a so-called spray coagulation mode in which the active electrode 17 and the living tissue to be treated can exert a coagulation action over a wide range of regions in a non-contact state. When the active electrode 17 and the living tissue are not in contact with each other as in the case of the spray coagulation mode, a discharge must be generated during the treatment start.
Therefore, the output voltage is set to a considerably high voltage. Therefore, it takes a considerable time until the output waveform is attenuated. Then, the next gate pulse is supplied to, for example, the switching means 8 before the output energy vibration is attenuated, energy is supplied to the primary windings 4 and 42 of the output transformers 3 and 41, and the gate pulse is supplied. The high voltage will be generated again when it is stopped. In other words, since the high voltage is generated again before the output waveform is completely attenuated, the crest factor is lowered, which may adversely affect the coagulation ability.

【0036】しかしながら、前述した各実施例の方式に
よれば、共振回路に供給させる主信号と次の主信号との
間で先の主信号に続いて前記共振回路内においての発振
動作を減衰する従属信号を与えれるから開放電圧は高い
状態が維持し得、かつ自然減衰では得られないような急
峻な波形減衰効果が得られる。このため、スプレー凝固
の機能を損なうことなく、かつクレストファクタを高
め、凝固能を向上させることができる。 [付記]前述した記載から少なくとも以下のような事項
が得られる。 1.高周波電流により生体組織に対して切開や凝固等の
高周波処置を行う電気外科手術装置において、高周波処
置を行わせるためにその出力モードに応じた波形のパル
ス信号を出力する波形生成手段と、前記波形生成手段か
ら出力された信号に従ってスイッチング動作を行うスイ
ッチング手段と、電源手段と出力トランス手段を有し前
記スイッチング手段の動作によって前記電源手段の電気
エネルギーを受けて高周波を発生し前記出力トランス手
段から高周波出力を出力させる高周波発生手段を具備
し、前記スイッチング手段に前記高周波発生手段を発振
動作させる主信号と次の主信号との間で先の主信号に続
いて出力されその高周波発生手段の出力を減衰する従属
信号を出力することを特徴とする電気外科手術装置。
However, according to the method of each of the above-mentioned embodiments, the oscillation operation in the resonance circuit is attenuated between the main signal supplied to the resonance circuit and the next main signal, following the preceding main signal. Since the dependent signal is given, the open circuit voltage can be maintained at a high state, and a steep waveform attenuation effect that cannot be obtained by natural attenuation can be obtained. Therefore, it is possible to increase the crest factor and improve the coagulation ability without impairing the spray coagulation function. [Additional Notes] At least the following matters can be obtained from the above description. 1. In an electrosurgical device for performing high-frequency treatment such as incision or coagulation on a biological tissue by a high-frequency current, waveform generating means for outputting a pulse signal having a waveform corresponding to the output mode for performing high-frequency treatment, and the waveform Switching means for performing a switching operation in accordance with the signal output from the generating means, power supply means and output transformer means, and the operation of the switching means receives the electric energy of the power supply means to generate a high frequency to generate a high frequency from the output transformer means. A high frequency generating means for outputting an output, wherein the switching means outputs the high frequency generating means between the main signal for oscillating the high frequency generating means and the next main signal following the previous main signal. An electrosurgical device, which outputs an attenuated dependent signal.

【0037】2.高周波電流により生体組織に対して切
開や凝固等の高周波処置を行う電気外科手術装置におい
て、高周波処置を行わせるためにその出力モードに応じ
た波形のパルス信号を出力する波形生成手段と、前記波
形生成手段から出力された信号に従ってスイッチング動
作を行うスイッチング手段と、高周波出力を昇圧する出
力トランス手段の1次巻線とコンデンサとから成り前記
スイッチング手段のスイッチング動作を受けて可変電源
回路から電力エネルギーを取り込んで高周波を発振し前
記出力トランス手段を通じて出力する共振回路と、前記
波形生成手段の出力波形の制御と前記共振回路に非接触
でも放電開始が可能となるような電力を前記共振回路に
供給させる主信号と次の主信号との間で先の主信号に続
いて前記共振回路内においてエネルギーが授受されてい
る間にそのエネルギーの授受方向とは逆向きに電力が供
給させるように前記スイッチング手段を駆動させて前記
共振回路内のエネルギーを相殺しその共振動作を減衰さ
せる従属信号とを出力させることを特徴とする電気外科
手術装置。 3.前記従属パルスは前記主パルス幅より、短いパルス
幅の列から成ることを特徴とする第1、2項に記載の電
気外科手術装置。 4.前記従属パルスは前記主パルス幅より、1波が短
く、複数の連続したパルス群から成ることを特徴とする
第1、2、3項に記載の電気外科手術装置。
2. In an electrosurgical device for performing high-frequency treatment such as incision or coagulation on a biological tissue by a high-frequency current, waveform generating means for outputting a pulse signal having a waveform corresponding to the output mode for performing high-frequency treatment, and the waveform It comprises a switching means for performing a switching operation according to the signal output from the generating means, a primary winding of an output transformer means for boosting a high frequency output, and a capacitor, and receives the power energy from the variable power supply circuit in response to the switching operation of the switching means. A resonance circuit that takes in and oscillates a high frequency and outputs it through the output transformer means, and controls the output waveform of the waveform generation means and supplies electric power to the resonance circuit so that discharge can be started without contacting the resonance circuit. Energy between the main signal and the next main signal in the resonant circuit following the previous main signal. Is transmitted and received, a dependent signal that drives the switching means so that electric power is supplied in the direction opposite to the energy transfer direction, cancels the energy in the resonance circuit, and attenuates the resonance operation. An electrosurgical device characterized by outputting. 3. The electrosurgical apparatus according to any one of claims 1 and 2, wherein the dependent pulse is formed of a train having a pulse width shorter than the main pulse width. 4. The electrosurgical apparatus according to any one of items 1, 2, and 3, wherein the dependent pulse has one wave shorter than the main pulse width and is composed of a plurality of continuous pulse groups.

【0038】[0038]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、出
力特性に影響を及ぼすことなく、開放電圧は高い電圧を
維持したまま、発振波形の減衰時間を短かくすることが
でき、結果的にクレストファクタが向上し、高い凝固能
を得ることができる。これに加えて、活性電極と組織が
非接触でも放電が可能な高電圧を与える処置モードの場
合においてはその効果がより高められる。
As described above, according to the present invention, the decay time of the oscillation waveform can be shortened while maintaining a high open circuit voltage without affecting the output characteristics. The crest factor is improved and high coagulation ability can be obtained. In addition to this, the effect is further enhanced in the case of a treatment mode in which a high voltage capable of discharging is provided even when the active electrode and the tissue are not in contact with each other.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図1】第1の実施例に係る電気外科手術装置の基本的
な構成を示す説明図。
FIG. 1 is an explanatory diagram showing a basic configuration of an electrosurgical device according to a first embodiment.

【図2】同じく、第1の実施例に係る電気外科手術装置
における波形生成手段により生成される信号VG と出力
トランスに発生する開放出力電圧VO の波形を示す波形
図。
FIG. 2 is a waveform diagram showing the waveforms of the signal V G generated by the waveform generating means and the open output voltage V O generated in the output transformer in the electrosurgical device according to the first embodiment.

【図3】第2の実施例に係る電気外科手術装置の基本的
な構成を示す説明図。
FIG. 3 is an explanatory diagram showing a basic configuration of an electrosurgical device according to a second embodiment.

【図4】同じく、第2の実施例に係る電気外科手術装置
における波形の波形図。
FIG. 4 is a waveform diagram of a waveform in the electrosurgical device according to the second embodiment.

【図5】従来の電気外科手術装置の基本的な構成を示す
説明図。
FIG. 5 is an explanatory diagram showing a basic configuration of a conventional electrosurgical device.

【図6】同じく、その従来の電気外科手術装置における
波形生成手段により生成される信号VG と出力トランス
に発生する開放出力電圧VO の波形を示す波形図。
FIG. 6 is a waveform diagram showing the waveforms of the signal V G generated by the waveform generation means in the conventional electrosurgical device and the open output voltage V O generated in the output transformer.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

1…LC並列共振回路、2…コンデンサ、3…出力トラ
ンス、4…1次巻線、6…電源回路、7…波形生成回
路、8…スイッチング手段、11…主制御部、12…モ
ード選択検知手段、13…出力スイッチ検知手段、16
…活性ライン、17…活性電極、18…患者ライン、1
9…患者電極、30…電気メス本体、31…制御手段、
32…操作パネル手段、33…波形生成手段、34…パ
ワーアンプ手段、36…電源手段、37…出力スイッ
チ、40…発振回路部、41…出力トランス。
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... LC parallel resonance circuit, 2 ... Capacitor, 3 ... Output transformer, 4 ... Primary winding, 6 ... Power supply circuit, 7 ... Waveform generation circuit, 8 ... Switching means, 11 ... Main control unit, 12 ... Mode selection detection Means, 13 ... Output switch detection means, 16
… Active line, 17… Active electrode, 18… Patient line, 1
9 ... Patient electrode, 30 ... Electric knife body, 31 ... Control means,
32 ... Operation panel means, 33 ... Waveform generating means, 34 ... Power amplifier means, 36 ... Power supply means, 37 ... Output switch, 40 ... Oscillation circuit section, 41 ... Output transformer.

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】高周波電流により生体組織に対して切開や
凝固等の高周波処置を行う電気外科手術装置において、 高周波処置を行わせるためにその出力モードに応じた波
形のパルス信号を出力する波形生成手段と、 前記波形生成手段から出力された信号に従ってスイッチ
ング動作を行うスイッチング手段と、 電源手段と出力トランス手段を有し前記スイッチング手
段の動作によって前記電源手段の電気エネルギーを受け
て高周波を発生し前記出力トランス手段から高周波出力
を出力させる高周波発生手段を具備し、 前記波形生成手段において、前記スイッチング手段に前
記高周波発生手段を発振動作させる主信号と次の主信号
との間で先の主信号に続いて出力されその高周波発生手
段の出力を減衰する従属信号を出力することを特徴とす
る電気外科手術装置。
1. An electrosurgical device for performing a high-frequency treatment such as incision or coagulation on a living tissue by a high-frequency current, wherein a waveform generation for outputting a pulse signal having a waveform corresponding to the output mode for performing the high-frequency treatment. Means, a switching means for performing a switching operation according to the signal output from the waveform generating means, a power supply means and an output transformer means, and the operation of the switching means receives the electric energy of the power supply means to generate a high frequency, A high-frequency generating means for outputting a high-frequency output from the output transformer means, wherein in the waveform generating means, a main signal before the main signal that causes the switching means to oscillate the high-frequency generating means and a next main signal are generated. A subordinate signal that is subsequently output and attenuates the output of the high frequency generating means is output. Pneumosurgical equipment.
JP7113151A 1995-05-11 1995-05-11 Electric surgical operation device Withdrawn JPH08299356A (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP7113151A JPH08299356A (en) 1995-05-11 1995-05-11 Electric surgical operation device

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP7113151A JPH08299356A (en) 1995-05-11 1995-05-11 Electric surgical operation device

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH08299356A true JPH08299356A (en) 1996-11-19

Family

ID=14604868

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP7113151A Withdrawn JPH08299356A (en) 1995-05-11 1995-05-11 Electric surgical operation device

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JPH08299356A (en)

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001174720A (en) * 1999-12-10 2001-06-29 Eastman Kodak Co Method of damping ribbon element in minute mechanical grating device by selection of operating waveform
DE10046592A1 (en) * 2000-09-20 2002-04-04 Erbe Elektromedizin Process and device for high frequency surgery divides signal from generator into active and pause portions
JP2009219877A (en) * 2008-03-13 2009-10-01 Tyco Healthcare Group Lp Crest factor enhancement in electrosurgical generators
JP2010036037A (en) * 2008-08-01 2010-02-18 Tyco Healthcare Group Lp Polyphase electrosurgical system and method
WO2010076869A1 (en) * 2008-12-31 2010-07-08 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 System for operation and method of control
KR101143851B1 (en) * 2009-09-23 2012-05-22 신경민 RF thermal treatment of high-frequency resonant inverter generator
JP6271049B1 (en) * 2017-01-13 2018-01-31 入野 晃一 Power converter
EP4124310A1 (en) 2021-07-26 2023-02-01 Erbe Elektromedizin GmbH Generator with feedback device

Cited By (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001174720A (en) * 1999-12-10 2001-06-29 Eastman Kodak Co Method of damping ribbon element in minute mechanical grating device by selection of operating waveform
DE10046592A1 (en) * 2000-09-20 2002-04-04 Erbe Elektromedizin Process and device for high frequency surgery divides signal from generator into active and pause portions
DE10046592C2 (en) * 2000-09-20 2002-12-05 Erbe Elektromedizin Device for high-frequency surgery
JP2009219877A (en) * 2008-03-13 2009-10-01 Tyco Healthcare Group Lp Crest factor enhancement in electrosurgical generators
JP2010036037A (en) * 2008-08-01 2010-02-18 Tyco Healthcare Group Lp Polyphase electrosurgical system and method
US9700366B2 (en) 2008-08-01 2017-07-11 Covidien Lp Polyphase electrosurgical system and method
JP4649545B2 (en) * 2008-12-31 2011-03-09 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 Surgical system and control method
CN102209503A (en) * 2008-12-31 2011-10-05 奥林巴斯医疗株式会社 System for operation and method of control
US8303579B2 (en) 2008-12-31 2012-11-06 Olympus Medical Systems Corp. Surgical operation system and surgical operation method
WO2010076869A1 (en) * 2008-12-31 2010-07-08 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 System for operation and method of control
KR101143851B1 (en) * 2009-09-23 2012-05-22 신경민 RF thermal treatment of high-frequency resonant inverter generator
JP6271049B1 (en) * 2017-01-13 2018-01-31 入野 晃一 Power converter
JP2018117510A (en) * 2017-01-13 2018-07-26 入野 晃一 Power conversion system
EP4124310A1 (en) 2021-07-26 2023-02-01 Erbe Elektromedizin GmbH Generator with feedback device
US11744632B2 (en) 2021-07-26 2023-09-05 Erbe Elektromedizin Gmbh Generator with regeneration device

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US4429694A (en) Electrosurgical generator
US7211081B2 (en) Electrosurgical generator
JP6050412B2 (en) HF surgical generator and method of operating HF surgical generator
US7195627B2 (en) Electrosurgical generator
JP5252818B2 (en) System and method for generating radio frequency energy
US5836943A (en) Electrosurgical generator
JP4022782B2 (en) Medical device for generating ionized gas plasma flame
US20080103495A1 (en) High frequency cauterization power supply apparatus
WO2004045435A1 (en) Electrosurgical generator with multiple semi-autonomou sly executable functions
WO1996039088A1 (en) Digital waveform generation for electrosurgical generators
JP2016540588A (en) Medical equipment
JP2012223585A (en) Electrosurgical apparatus with improved incision
JPH08299356A (en) Electric surgical operation device
JP5497762B2 (en) High frequency generator for electrosurgical unit
JP5688817B2 (en) Electrosurgical generator
JPH10118094A (en) Power source for high-frequency thermocautery
US11744632B2 (en) Generator with regeneration device
JP2000277840A (en) Charging and discharging circuit for pulse laser
CN111836594B (en) High-frequency generator, control unit, method for operating a high-frequency generator
RU2204958C2 (en) Method for building output signal of electric surgical instrument and its design
RU2071735C1 (en) Electric coagulator
JP2008507818A (en) Multi-pulse lighting circuit for gas discharge lamp
JP2001298957A (en) Power supply and starting method for the power supply
JPH05293120A (en) Electric scalpel device
JP2005269319A (en) Power supply device

Legal Events

Date Code Title Description
A300 Withdrawal of application because of no request for examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300

Effective date: 20020806