(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生物組織を切断及び／又は凝固させるための電気手術器用高周波発生器であって、
電源（１２）と、
並列共振回路（１、２）とそれに結合する直列共振回路（３、４）とを含む出力フィルタにおいて高周波発振を励起し、そこには少なくとも１つの電極が接続されている、発生器部と、
を備え、
前記直列共振回路（３、４）は、前記並列共振回路（１、２）の共振周波数より高い共振周波数を有し、
前記並列共振回路（１、２）は、変圧器の１次巻線を構成するインダクタンスコイル（２）を備え、
前記直列共振回路（３、４）は、前記変圧器の２次巻線に接続されている
電気手術器用高周波発生器。
【請求項２】
前記直列共振回路（３、４）の前記共振周波数は、前記並列共振回路（１、２）の共振周波数より、５％〜２５％高い範囲にあることを特徴とする、請求項１に記載の電気手術器用高周波発生器。
【請求項３】
前記直列共振回路（３、４）の前記共振周波数は、前記電極が短絡した時に生じる周波数よりも低いことを特徴とする、請求項１〜２のいずれか１項に記載の電気手術器用高周波発生器。
【請求項４】
前記直列共振回路（３、４）の前記共振周波数は、前記電極が短絡した時に生じる高周波信号の周波数よりも０．９倍低いことを特徴とする、請求項３に記載の電気手術器用高周波発生器。
【請求項５】
前記直列共振回路（３、４）は、前記変圧器の両側でインダクタンスコイル（３）を有することを特徴とする、請求項１〜請求項４の何れか１項に記載の電気手術器用高周波発生器。
【請求項６】
前記２つのインダクタンスコイル（３）のそれぞれの出力側に１つのコンデンサ（４）が接続され、そのそれぞれは別々の電極に接続されていることを特徴とする、請求項５に記載の電気手術器用高周波発生器。
【請求項７】
前記発生器部は、スイッチ部を備えることを特徴とする、請求項１〜６のいずれか１項に記載の電気手術器用高周波発生器。
【請求項８】
前記発生器部は、コンデンサ（６）を介して前記並列共振回路（１、２）に結合している制御入力を有することを特徴とする、請求項１〜７のいずれか１項に記載の電気手術器用高周波発生器。
【請求項９】
前記高周波発生器の周波数に同期した駆動信号を発生させるために、出力側に接続されたパルス整形部（９）を有する移相器（８）が前記制御入力に接続されていることを特徴とする、請求項８に記載の電気手術器用高周波発生器。
【請求項１０】
前記パルス整形部（９）からの出力信号は、手術ユニット（１１）を介して駆動部（１０）に送られることを特徴とする、請求項９に記載の電気手術器用高周波発生器。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、請求項１の導入部に記載の電気手術器用高周波発生器に関する。
【背景技術】
【０００２】
最新の外科手術においては、電気手術器用高周波発生器が、生物組織の切断または凝固にしばしば利用される。この目的のために、３００ｋＨｚよりも高い周波数を有する高周波信号が、電気手術器用高周波発生器で生成され、電極を介して、外科医により処置する部位に適用される。電気手術器用高周波発生器は、並列共振回路と直列共振回路とを備える出力フィルタ中での高周波発振を励起する発生器部に電力を供給する電源を備える。このタイプの電気手術器用高周波発生器は、例えば特許文献１で周知である。
【０００３】
電気手術器用高周波発生器の開発における問題点は、非常に高いレベルの効率が要求されることである。そうでない場合には、電気手術器用高周波発生器のための冷却システムが必要となるが、それは手術室では許容されないからである。また可能であれば、３相接続もなしで済ませたいからである。従って、電気手術器用高周波発生器による最大電流出力および最大高周波電圧の増加は、電気手術器用高周波発生器の効率水準を更に改善することによってのみ可能である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】独国特許出願公開第３９０４５５８Ａ１号明細書
【特許文献２】欧州特許出願公開第１６９３０１５Ａ号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の目的は、改善された効率水準を有する、生物組織の切断または凝固のための電気手術器用高周波発生器を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
この目的は、請求項１に記載の電気手術器用高周波発生器によって達成される。有利な実施形態が従属請求項で開示される。
【０００７】
電気手術器用高周波発生器は、並列共振回路とそれに結合した直列共振回路とを備える出力フィルタ中での高周波発振を励起する発生器部に電力を供給する電源を備える。直列共振回路は、並列共振回路の共振周波数よりも高い共振周波数を有する。
【０００８】
従来技術によれば、直列共振回路の共振周波数と、並列共振回路の共振周波数とは、完全に同一であり、もしそうでなければ、電流と電圧が位相をそろえて共振しない。本発明の重要なポイントは、この従来技術の教示する処から外れて、直列共振回路の共振周波数を、並列共振回路の共振周波数よりも高く設定することである。これは、出力フィルタの並列共振の共振周波数が、負荷がある場合には高周波側にシフトする、即ち、負荷がある場合には電流と電圧の位相が揃わない、という認識に基づいている。従って、従来技術による電気手術器用高周波発生器の効率水準は、負荷が大きくなるほど低下する。本発明による共振周波数の選択の結果として、電気手術器用高周波発生器を負荷なしで動作させているときは、電圧と電流は位相が合っていないが、負荷がある場合には２つの位相の間のずれは従来技術よりも小さくなる。つまり、高周波発生器の効率水準は、負荷がある場合に改善される。
【０００９】
好ましくは、直列共振回路の共振周波数は、並列共振回路の共振周波数の５％〜２５％、特に好ましくは７．５％〜１２％高い範囲にある。この共振周波数の選択により、典型的な負荷に対して非常に高い効率が達成されることは、驚異的な発見である。
【００１０】
好ましくは、直列共振回路の共振周波数は、電気手術器用高周波発生器が短絡している時に電気手術器用高周波発生器によって生成される高周波発振の周波数よりも低い。好ましくは、直列共振回路の共振周波数は、電気手術器用高周波発生器が短絡した時に生じる高周波信号の周波数よりも０．９倍、特に好ましくは０．８倍低い。このことは、短絡に対する耐性のある出力フィルタが実現されることを意味する。
【００１１】
好ましくは、並列共振回路は、変圧器を介して直列共振回路と結合している。この２つの共振回路は、直流電気的には相互に分離されている。従って、電気手術器用高周波発生器を用いて処置を受ける患者も、電源からは直流電気的に分離されている。
【００１２】
並列共振回路のインダクタンスコイルが、例えば変圧器の一次巻線のインダクタンスコイルであれば、出力フィルタは特に簡単な設計となる。
【００１３】
好ましくは、直列共振回路は変圧器のそれぞれの側、即ち二次巻線のそれぞれの側にインダクタンスコイルを有している。このインダクタンスコイルはそれぞれその出力側が、各電極に接続されたコンデンサに接続されている。
【００１４】
この発生器部が、出力フィルタ中での発信を励起するためのスイッチ部を含んでいれば有利である。それは、スイッチ部の励起周波数は調整が簡単であるからである。
【００１５】
電気手術器用高周波発生器の周波数に合う駆動信号を発生させるためには、発生器部は、コンデンサを介して並列共振回路に結合している制御入力部を有することができる。コンデンサによって並列共振回路から分離された信号は、出力側にパルス整形部が接続された移相器に送ることができる。
【００１６】
例えばハンドスイッチやフットスイッチなどの、外科医が作動させるスイッチによって、パルス整形部の信号を駆動部へ送ることができる。
【００１７】
次に以下の図を参照して、本発明を模式的に単純化して説明する。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】電気手術器用高周波発生器の原理を示す回路図である。
【図２】高周波信号の周波数の関数として示された、電気手術器用高周波発生器の発生器入力インピーダンスと並列回路インピーダンスである。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
図１の電気手術器用高周波発生器は、電源入力部１３を介して電力が供給される。これが、コンデンサ１とインダクタンスコイル２とから成る並列共振回路に接続された、調整電源ユニット１２へ送られる。インダクタンスコイル２は変圧器の一次巻線である。変圧器は並列共振回路１、２を直列共振回路へ結合させる。直列共振回路は、変圧器の二次巻線のそれぞれの側に直流回路チョーク３を有し、そのそれぞれの出力側にデカップリングコンデンサ４が接続されている。デカップリングコンデンサ４のそれぞれに各電極が接続されている。並列共振回路１、２および直列共振回路３、４は出力フィルタを構成する。出力フィルタの駆動に必要なパルスは、コンデンサ６と抵抗７とによって、並列共振回路１、２から分離されている。並列共振回路１、２からの信号は、コンデンサ６と抵抗７の間から分岐されて、移相器８に送られる。パルス整形部９は、移相器８の出力側に接続されている。移相器８およびパルス整形部９は、駆動信号を構成し、これは出力フィルタの既存の共振に同期して手術ユニット１１を経て、駆動部１０へ送られる。手術ユニット１１は、例えばハンドスイッチまたはフットスイッチであってよく、外科医の操作によって電気手術器用高周波発生器を作動させる。駆動部１０は、ＭＯＳ電界効果トランジスタとして構成されたスイッチ５を制御し、これは並列共振回路１、２を調整電源ユニット１２へ接続する。
【００２０】
直列回路チョーク３とデカップリングコンデンサ４は、直列共振回路３、４の共振周波数が並列共振回路１、２の共振周波数よりも高くなるような大きさとなっている。一例として、発生器の基本周波数は、例えば３５０ｋＨｚの並列共振回路の共振周波数に等しくなるように選択されてよい。直列共振回路の共振周波数は、並列共振回路の共振周波数、具体的には３８５ｋＨｚ（図２参照）の例えば、１．１倍であってよい。発生器の短絡周波数は５００ｋＨｚである。従って、これは直列回路の共振周波数よりはるかに高い。鎖線は、異なる負荷条件での、並列共振回路１、２のインピーダンスを示す。実線は包絡線である。電気手術器用高周波発生器が負荷なしで動作している状態（負荷インピーダンスＲ＿Ｌａｓｔが非常に高い場合で、Ｒ＿Ｌａｓｔ＞＞と表示）においては、インピーダンスは基本周波数３５０ｋＨｚにおいて最大となる。負荷を増大させると、即ち負荷インピーダンスを減少させると（Ｒ＿Ｌａｓｔ＜）、最大値は高周波数側、例えば３８５ｋＨｚへ移動する。直列共振回路３、４のインピーダンスは、この周波数（３８５ｋＨｚ）で最小である。従って、３８５ｋＨｚの作業周波数において、電圧と電流の位相が合う、即ち、この周波数に対応する負荷で効率が最適化される。短絡状態（Ｒ＿Ｌａｓｔ＜＜）では、並列共振回路のインピーダンスは５００ｋＨｚの短絡周波数で最大となる。
【符号の説明】
【００２１】
１    キャパシタンス／コンデンサ
２    インダクタンスコイル／コイル
３    インダクタンスコイル／コイル
４    デカップリングコンデンサ
５    スイッチ
６    コンデンサ
７    抵抗
８    移相器
９    パルス整形部
１０    駆動部
１１    手術ユニット
１２    電源ユニット
１３    電源入力部
【図１】
0005497762.tif 000002
【図２】
0005497762.tif 000003