(57)【要約】  ジェネレータ（２００）は、手術具（１００）のエネルギー変換素子に電力を供給する。ジェネレータ（２００）は、交流の電力が入力されるように構成された第１のインダクタ（２２１）と、第１のインダクタ（２２１）と変圧器（２２４）を形成する、第１の接点（２３１）と第２の接点（２３２）との間に接続された第２のインダクタ（２２２）と、第１のインダクタ（２２１）と変圧器（２２４）を形成する、第２の接点（２３２）と第３の接点（２３３）との間に接続された第３のインダクタ（２２３）と、第３の接点（２３３）とグランドとの間に接続されたキャパシタ（２２５）とを備える。第２の接点（２３２）の電位が所定の値以下となるように第３のインダクタ（２２３）のインダクタンスとキャパシタ（２２５）のキャパシタンスとが調整されている。
2019146018.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
エネルギー変換素子で電力を他のエネルギーに変換して、変換後のエネルギーを用いて処置を行う手術具の前記エネルギー変換素子に電力を供給するジェネレータであって、
交流の電力が入力されるように構成された第１のインダクタと、
前記第１のインダクタと変圧器を形成する、第１の接点と第２の接点との間に接続された第２のインダクタと、
前記第１のインダクタと変圧器を形成する、前記第２の接点と第３の接点との間に接続された第３のインダクタであって、前記第３の接点に対する前記第２の接点の極性が、前記第２のインダクタの前記第２の接点に対する前記第１の接点の極性と一致するように構成されている前記第３のインダクタと、
前記第３の接点とグランドとの間に接続されたキャパシタと
を備え、
前記第１の接点と前記第２の接点との間に前記エネルギー変換素子が接続されるように構成されており、
前記第２の接点の電位が所定の値以下となるように前記第３のインダクタのインダクタンスと前記キャパシタのキャパシタンスとが調整されている、
ジェネレータ。
【請求項２】
前記キャパシタの前記キャパシタンスは１００ｐＦ以下である、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項３】
前記第２の接点と前記第３の接点との間の電圧は、前記第１の接点と前記第２の接点との間の電圧以下となるように調整されている、請求項１に記載にジェネレータ。
【請求項４】
前記第３のインダクタの前記インダクタンスと前記キャパシタの前記キャパシタンスとは、当該ジェネレータがＩＥＣ  ６０６０１−１「患者漏れ電流」の規格に適合するように調整されている、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項５】
前記キャパシタの前記キャパシタンスは３７乃至３９ｐＦである、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項６】
前記第３のインダクタのインダクタンスと前記第３のインダクタのインダクタンスとはそれぞれ３７乃至６３ｍＨである、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項７】
当該ジェネレータは、前記エネルギー変換素子としての超音波振動子、ヒータ又はモータに前記電力を供給するように構成されている、請求項１に記載のジェネレータ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ジェネレータに関する。
【背景技術】
【０００２】
生体組織に各種エネルギーを投入して、当該生体組織を処置する手術具がある。このような手術具に電力を供給するジェネレータがある。このようなジェネレータは、故障が生じたときにも、患者に所定値を超える漏れ電流が流れないように、設計される必要がある。例えば、国際公開第２０１１／０４４３３８号には、このようなジェネレータの構成について開示されている。
【発明の概要】
【０００３】
本発明は、適切に設計された、手術具のためのジェネレータを提供することを目的とする。
【０００４】
本発明の一態様によれば、ジェネレータは、エネルギー変換素子で電力を他のエネルギーに変換して、変換後のエネルギーを用いて処置を行う手術具の前記エネルギー変換素子に電力を供給するジェネレータであって、交流の電力が入力されるように構成された第１のインダクタと、前記第１のインダクタと変圧器を形成する、第１の接点と第２の接点との間に接続された第２のインダクタと、前記第１のインダクタと変圧器を形成する、前記第２の接点と第３の接点との間に接続された第３のインダクタであって、前記第３の接点に対する前記第２の接点の極性が、前記第２のインダクタの前記第２の接点に対する前記第１の接点の極性と一致するように構成されている前記第３のインダクタと、前記第３の接点とグランドとの間に接続されたキャパシタとを備え、前記第１の接点と前記第２の接点との間に前記エネルギー変換素子が接続されるように構成されており、前記第２の接点の電位が所定の値以下となるように前記第３のインダクタのインダクタンスと前記キャパシタのキャパシタンスとが調整されている。
【０００５】
本発明によれば、適切に設計された、手術具のためのジェネレータを提供できる。
【図面の簡単な説明】
【０００６】
【図１】図１は、第１の実施形態に係る超音波手術システムの外観の一例の概略を示す図である。
【図２】図２は、第１の実施形態に係る超音波手術システムの構成例の概略を示す図である。
【図３】図３は、変圧ユニットの構成例の概略を示す図である。
【図４】図４は、点検モードにおける超音波手術システムの外観の一例の概略を示す図である。
【図５】図５は、第２の実施形態に係る手術システムの外観の一例の概略を示す図である。
【図６】図６は、第２の実施形態に係る手術システムの構成例の概略を示す図である。
【図７】図７は、出力がオンからオフへと切り換わるときの各要素の挙動を示すタイミングチャートである。
【図８】図８は、遅延回路の構成例の概略を示す図である。
【図９】図９は、制御回路による出力制御について説明するための図である。
【図１０】図１０は、第２の実施形態の変形例に係る駆動回路の構成例の概略を示す図である。
【図１１Ａ】図１１Ａは、制御信号の高周波リプルと駆動信号との関係を説明するための図である。
【図１１Ｂ】図１１Ｂは、低周波リプルを重畳した制御信号と駆動信号との関係を説明するための図である。
【図１２】図１２は、第１の例の低周波リプル発生回路を含む駆動回路の構成例の概略を示す図である。
【図１３】図１３は、第２の例の低周波リプル発生回路を含む駆動回路の構成例の概略を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００７】
［第１の実施形態］
〈超音波手術システムの構成〉
第１の実施形態について図面を参照して説明する。本実施形態の超音波手術システム１０の概略図を図１に示す。超音波手術システム１０は、超音波手術具１００と、ジェネレータ２００とを備える。ジェネレータ２００は、超音波手術具１００に電力を供給する。
【０００８】
超音波手術具１００は、シャフト１６０と、シャフト１６０の先端に設けられた処置部１１０と、操作部１７０とを有する。以降説明のため、処置部１１０側を先端側、操作部１７０側を基端側と称することにする。超音波手術システム１０は、処置部１１０で処置対象を把持するように構成されている。処置対象は、例えば血管といった生体組織である。
【０００９】
処置部１１０には、一対の把持部材が設けられている。これら把持部材の一方を第１の把持部材１１２と称し、他方を第２の把持部材１１４と称する。第２の把持部材１１４は、第１の把持部材１１２に対して変位する。その結果、処置部１１０は、処置対象を把持するように開閉する。第１の把持部材１１２は、操作部１７０の基端側に設けられた超音波振動子１６２に機械的に接続されている。第１の把持部材１１２は、超音波振動子１６２の振動に伴ってその長手方向に振動する。超音波手術システム１０は、処置部１１０で把持した例えば血管といった生体組織をこの超音波振動に起因する摩擦熱で凝固させたり、切開したり、封止したりする。
【００１０】
操作部１７０は、操作部本体１７２と、固定ハンドル１７４と、可動ハンドル１７６と、出力スイッチ１７８とを有する。固定ハンドル１７４は、操作部本体１７２に対して固定されている。可動ハンドル１７６は、固定ハンドル１７４に対して変位する。可動ハンドル１７６は、シャフト１６０内を挿通しているワイヤ又はロッドに接続されている。このワイヤ又はロッドは、第２の把持部材１１４に接続されている。可動ハンドル１７６の動作は、第２の把持部材１１４に伝達される。第２の把持部材１１４は、可動ハンドル１７６の動作に応じて、第１の把持部材１１２に対して変位する。その結果、第１の把持部材１１２と第２の把持部材１１４とは、開いたり閉じたりする。
【００１１】
超音波振動子１６２の基端側には、ケーブル１８０の一端が接続されている。ケーブル１８０の他端にはプラグ１８２が設けられている。このプラグ１８２は、ジェネレータ２００のソケット２８２に差し込まれるように構成されている。プラグ１８２がソケット２８２に差し込まれることで、超音波手術具１００は、ジェネレータ２００に接続される。
【００１２】
ジェネレータ２００は、超音波手術具１００の動作を制御し、超音波手術具１００に電力を供給する。ジェネレータ２００は、入力部２７２と、タッチスクリーン２７４とを備える。入力部２７２は、ボタンスイッチ等を含む。タッチスクリーン２７４は、例えば液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）とタッチパネルとを有する。
【００１３】
操作部１７０に設けられた出力スイッチ１７８は、例えば２つのボタンを含む。これらのボタンは、処置部１１０で把持した処置対象に超音波振動を作用させる際に押圧されるボタンである。このボタンが押圧されたことを検知したジェネレータ２００は、操作部１７０に設けられた超音波振動子１６２に交流電圧を印加する。このとき、超音波振動子１６２は振動する。この振動が伝達されて、第１の把持部材１１２は振動する。その結果、処置部１１０で把持された生体組織は、処置される。超音波手術具１００は、例えば、２つあるボタンのうち何れが押圧されるかで、出力レベルが異なるように構成されている。なお、超音波手術システム１０は、出力スイッチ１７８と同等の機能を有するフットスイッチを備えていてもよい。
【００１４】
〈駆動回路の構成〉
超音波手術システム１０の回路構成の一例を図２に示す。超音波手術具１００の操作部１７０には、超音波振動子１６２が設けられている。この超音波振動子１６２は、複数の圧電素子１６４を含む。圧電素子１６４の各々は、極性が異なる電極で挟まれている。これら圧電素子１６４が積層されて超音波振動子１６２が形成されている。
【００１５】
ジェネレータ２００は、駆動回路２１０を備える。駆動回路２１０は、超音波振動子１６２を駆動するための回路である。すなわち、駆動回路２１０は、超音波振動子１６２の電極に印加する電圧を発生する回路である。本実施形態のジェネレータ２００は、共振追尾方式としてＰＬＬ制御方式を採用している。また、ジェネレータ２００は、振幅制御方式として定電流制御方式を採用している。
【００１６】
ジェネレータ２００は、制御回路２６０を備える。制御回路２６０は、ジェネレータ２００の各部の動作を制御し、超音波手術システム１０の動作を制御する。制御回路２６０は、例えばCentral Processing Unit（ＣＰＵ）、Application Specific Integrated Circuit（ＡＳＩＣ）、又はField Programmable Gate Array（ＦＰＧＡ）等の集積回路を含む。制御回路２６０は、１つの集積回路等で構成されてもよいし、複数の集積回路等が組み合わされて構成されてもよい。制御回路２６０の動作は、例えば記憶回路又は制御回路の内部の記憶領域に記録されたプログラム等に従って行われる。
【００１７】
例えば、制御回路２６０は、超音波手術具１００の出力スイッチ１７８への入力を取得する。制御回路２６０は、出力スイッチ１７８への入力に応じて駆動回路２１０の出力を制御する。
【００１８】
駆動回路２１０は、変圧ユニット２２０を含む。変圧ユニット２２０は、変圧器２２４を含む。変圧ユニット２２０は、昇圧して必要な電圧を出力する。変圧ユニット２２０の出力は、超音波振動子１６２に入力される。また、変圧ユニット２２０は、ジェネレータ２００の回路と超音波手術具１００の回路との間に、直流成分の電流が流れないようにする役割も担う。ここで、超音波手術具１００の回路は、患者に接する回路である。ジェネレータ２００の回路は、商用電源に接続する回路である。
【００１９】
駆動回路２１０は、検出回路２４２と、リレー２４４と、パワーアンプ２４６と、電圧制御アンプ２４８と、位相同期ループ（ＰＬＬ）回路２５０と、ＤＡコンバータ（ＤＡＣ）２５２と、差動アンプ２５４と、パルス検知回路２６８とを含む。
【００２０】
リレー２４４は、例えばパワーアンプ２４６と変圧ユニット２２０との間に挿入されている。リレー２４４は、出力ラインのオン／オフを切り替える。超音波手術具１００の使用時に出力スイッチ１７８がオンになると、制御回路２６０は、そのことを検出する。このとき、制御回路２６０は、制御回路２６０が正常に動作しているか否かを判定する。制御回路２６０が正常に動作しているとき、制御回路２６０は、パルス検知回路２６８にパルス信号を出力する。一方、制御回路２６０は、制御回路２６０に異常があるとき、このパルスを出力しない。パルス検知回路２６８は、制御回路２６０からパルスが入力されているとき、リレー２４４をオンにする。パルス検知回路２６８は、パルスが入力されていないとき、リレー２４４をオフにする。したがって、制御回路２６０が正常に動作しているとき、駆動回路２１０は動作する。一方、制御回路２６０に異常があるとき、駆動回路２１０は動作しない。
【００２１】
パワーアンプ２４６には、電圧制御アンプ２４８の出力が入力される。パワーアンプ２４６は、電圧制御アンプ２４８の出力を増幅し、変圧ユニット２２０へ入力する信号を調整する。検出回路２４２は、パワーアンプ２４６から変圧器２２４の一次コイルに入力される電圧と電流とそれらの位相を検出する。
【００２２】
ＰＬＬ回路２５０は、超音波振動子１６２の共振周波数を追尾するための回路である。ＰＬＬ回路２５０は、検出回路２４２が検出した電圧位相信号と電流位相信号とを用いて、共振追尾を行う。ＰＬＬ回路２５０は、電圧と電流との位相差をゼロに近づける制御を行うことにより、共振追尾を行う。ＰＬＬ回路２５０の出力は、電圧制御アンプ２４８へと入力される。電圧制御アンプ２４８は、乗算器である。電圧制御アンプ２４８には、ＰＬＬ回路２５０からの信号の他、差動アンプ２５４からの信号が入力される。差動アンプ２５４は、検出回路２４２から得られた電流の大きさの信号と、ＤＡＣ２５２からの信号とを比較する。
ＤＡＣ２５２は、制御回路２６０からの超音波振動子１６２への出力の大きさと関係する信号を差動アンプ２５４へと入力する。
【００２３】
すなわち、出力スイッチ１７８がオンになったとき、制御回路２６０は、超音波振動子１６２への出力の大きさの目標値に係るデジタル信号をＤＡＣ２５２へと出力する。ＤＡＣ２５２は、制御回路２６０から入力された信号をアナログ信号に変換し、変換後の信号を差動アンプ２５４へと出力する。
【００２４】
差動アンプ２５４には、ＤＡＣ２５２からの信号と、検出回路２４２からの信号とが入力される。差動アンプ２５４は、ＤＡＣ２５２からの信号と検出回路２４２からの信号とを比較する。すなわち、差動アンプ２５４は、制御回路２６０から出力された出力の目標値を示す制御信号と、検出回路２４２で検出された現在の出力とを比較する。差動アンプ２５４は、比較結果を電圧制御アンプ２４８へと出力する。
【００２５】
電圧制御アンプ２４８は、ＰＬＬ回路２５０からの入力と差動アンプ２５４からの入力とを乗算する。その結果、出力電圧は、制御回路２６０が指示した大きさに調整される。したがって、ＰＬＬ回路２５０によって共振追尾が行われた信号であって、電圧制御アンプ２４８及び差動アンプ２５４を用いて制御回路２６０の制御信号に基づく大きさに調整された出力が、パワーアンプ２４６に入力される。パワーアンプ２４６は、信号を増幅し、変圧ユニット２２０へと出力する。変圧ユニット２２０は、入力された電圧を昇圧し、超音波振動子１６２に電力を供給する。このようにして、超音波振動子１６２に適切なエネルギー供給が行われる。
【００２６】
〈変圧ユニットの構成〉
本実施形態に係る変圧ユニット２２０ついて詳述する。変圧ユニット２２０は、変圧器２２４を有する。変圧器２２４の一次コイルは、第１のインダクタ２２１によって構成されている。一次コイルの両端の第１の入力接点２３４と第２の入力接点２３５とには、検出回路２４２を介して、パワーアンプ２４６から出力された電力が入力される。
【００２７】
変圧器２２４の二次コイルは、第１の接点２３１と第２の接点２３２との間に接続された第２のインダクタ２２２と、第２の接点２３２と第３の接点２３３との間に接続された第３のインダクタ２２３とによって構成されている。ここで、第２のインダクタ２２２と第３のインダクタ２２３とは、第２のインダクタ２２２の第２の接点２３２に対する第１の接点２３１の極性と、第３のインダクタ２２３の第３の接点２３３に対する第２の接点２３２の極性とが、一致するように構成されている。第３の接点２３３は、第１のキャパシタ２２５を介して接地されている。
【００２８】
なお、第２のインダクタ２２２及び第３のインダクタ２２３は連続的に電線が巻かれたコイルであり、このコイルの両端が第１の接点２３１及び第３の接点２３３であり、その途中に第２の接点２３２が取り出されている構成であってもよい。また、第２のインダクタ２２２を構成するコイルと第３のインダクタ２２３を構成するコイルとが別々に形成されていてもよい。第２のインダクタ２２２及び第３のインダクタ２２３は連続的に電線が巻かれたコイルであった方が、製造の容易さ、省スペース性などの点で好ましい。
【００２９】
第２のインダクタ２２２の両端の第１の接点２３１及び第２の接点２３２は、変圧ユニット２２０の出力端子として機能する。すなわち、第１の接点２３１及び第２の接点２３２に、超音波振動子１６２の電極は接続される。特に、超音波振動子１６２において各々の圧電素子１６４を挟む電極のうち、最も第１の把持部材１１２に近い位置に配置される電極が第２の接点２３２に接続されるように出力端子は構成されている。第１の接点２３１及び第２の接点２３２が、変圧ユニット２２０の出力端子として機能する。したがって、第１のインダクタ２２１の巻き数に対する第２のインダクタ２２２の巻き数は、変圧ユニット２２０の昇圧比となるように調整されている。
【００３０】
第２の接点２３２は、患者と接触する第１の把持部材１１２に最も近い電極に接続される接点である。よって、第２の接点２３２からの漏れ電流の値は、所定値以下に維持されることが要求されている。超音波振動による生体組織の処置には、高い振動エネルギーが必要である。このため、超音波振動子１６２を駆動する変圧ユニット２２０は、高出力となる。したがって、第２の接点２３２からの漏れ電流は大きくなりがちである。第２の接点２３２からの漏れ電流を低減するためには、変圧ユニット２２０には厳しい調整が必要とされる。ここで、第２の接点２３２を患者接続部と称することにする。
【００３１】
第３のインダクタ２２３の巻き数と第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスとの関係について、図３を参照して説明する。第１の接点２３１とグランドとの間には、回路の物理的な構造に起因して浮遊容量２９２が存在する。この浮遊容量２９２のキャパシタンスをＣＵＳ＋とする。第２のインダクタ２２２の両端である第１の接点２３１と第２の接点２３２との間の電位差をＶｏｕｔとする。第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスをＣＳとする。第３のインダクタ２２３の両端である第２の接点２３２と第３の接点２３３との間の電位差をＶＳとする。このとき、患者接続部である第２の接点２３２の電位は、ＶＳとＣＳとＶｏｕｔとＣＵＳ＋との関係によって決まる。そこで、変圧ユニット２２０では、第２の接点２３２の電位が所定値以下となるように、第３のインダクタ２２３の巻き数と第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスとが調整されている。
【００３２】
より具体的には、ＩＥＣ  ６０６０１−１「患者漏れ電流」の規格に適合するように、患者接続部である第２の接点２３２の電位を０Ｖｐｐに近づけるように、変圧ユニット２２０の各要素は調整されている。
【００３３】
まず、所定のキャパシタンスを有する第１のキャパシタ２２５が第３の接点２３３とグランドとの間に設置される。ここで、第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスは、１００ｐＦ以下であることが望ましい。理由は以下のとおりである。仮にグランドがジェネレータ２００の２４０Ｖの電源に接続された故障状態を想定する。この場合にも患者接続部である第２の接点２３２の電位は、所定値以下であることが要求される。第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスが大きすぎると、グランドが電源に接続された故障状態において、第２の接点２３２の電位が所定値を超えてしまう。このため、第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスは、例えば１００ｐＦ以下であることが要求される。
【００３４】
次に、ＩＥＣ  ６０６０１−１「患者漏れ電流」の規格に従って、第２の接点２３２に測定器２９４を接続して計測される患者漏れ電流が規定値以下となるように、第３のインダクタ２２３の巻き数が調整される。例えば、カットオフ周波数が１ｋＨｚのローパスフィルターを有する測定器２９４を用いて計測される低周波漏れ電流が１０μＡ以下となることが要求される。
【００３５】
ここで、発生する最大電圧に関する要求もあるので、第３のインダクタ２２３の両端の電圧であるＶｓは、第２のインダクタ２２２の両端の電圧であるＶｏｕｔ以下であることが好ましい。理由は、Ｖｏｕｔがジェネレータ２００に要求されている電圧だから、これをジェネレータ２００内で発生する最大電圧とし、他の電圧はこれ以下にしたいからである。
【００３６】
調整の結果、使用時の各部の電位が例えば次のようになる。一次コイルである第１のインダクタ２２１の両端に印加される電圧であるＶｉｎが例えばピーク・ピーク値で５６Ｖｐｐであり、その周波数が４７ｋＨｚであるとする。このとき、超音波振動子１６２に供給される第２のインダクタ２２２の両端の電圧であるＶｏｕｔは、１０００Ｖｐｐとなる。第３のインダクタ２２３の両端の電圧であるＶｓは、−１０００Ｖｐｐとなる。第２の接点２３２の電位は０Ｖｐｐとなる。
【００３７】
また、第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスは、例えば、３７乃至３９ｐＦに調整される。第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスは、例えば約３８ｐＦに調整される。また、第２のインダクタ２２２のインダクタンスと第３のインダクタ２２３のインダクタンスとは、例えば、それぞれ３７乃至６３ｍＨに調整される。第２のインダクタ２２２のインダクタンスと第３のインダクタ２２３のインダクタンスとは、例えば、それぞれ約５０ｍＨに調整される。
【００３８】
本実施形態によれば、第１のキャパシタ２２５のキャパシタンスと、第３のインダクタ２２３の巻き数とが調整されることで、患者接続部である第２の接点２３２のグランドに対する電位が所定値以下となるように調整され得る。
【００３９】
なお、ここでは、手術具が超音波を利用した超音波手術具であり、ジェネレータが超音波手術具の超音波振動子に電力を供給するものである場合を例に挙げて説明した。しかしながら、上述の患者漏れ電流に対する対策としての変圧ユニットの構成の仕方は、超音波手術具のジェネレータの場合にのみ適用可能なものではない。上述の技術は、各種のエネルギー変換素子のための各種のジェネレータに適用され得る。ここで、エネルギー変換素子は、電力を各種のエネルギーに変換する素子が意図されている。超音波振動子は、エネルギー変換素子の一種である。電力が供給されることで熱を発生するヒータも、エネルギー変換素子の一種である。電力が供給されることで構造物を回転させるモータもエネルギー変換素子の一種である。ヒータ又はモータを用いた手術具のためのジェネレータにおいても、本実施形態に係る技術が適用され得る。
【００４０】
〈ジェネレータの点検モード〉
医療現場において、メディカルエンジニアがジェネレータ２００の点検を行えることが好ましい。そこで、ジェネレータ２００は、処置のために超音波手術具１００にエネルギーを供給する通常の出力モードとは別に、点検モードを備える。
【００４１】
出力モードと点検モードとは、制御回路２６０の制御下で切り換えられ得る。制御回路２６０がＣＰＵであるときには、ソフトウェアとして出力モードのプログラムと点検モードのプログラムが用意されている。制御回路２６０がＦＰＧＡ等であるとき、出力モードのモジュールと点検モードのモジュールとが、ハードウェアとして用意されている。
【００４２】
ユーザは、タッチスクリーン２７４に表示されるグラフィカルユーザインターフェースと、入力部２７２又はタッチスクリーン２７４といった入力手段とを用いて、通常モードと点検モードとを切り替えることができる。また、ユーザは点検モードにおける出力のオン又はオフを、グラフィカルユーザインターフェースと入力手段とを用いて切り換えることができる。
【００４３】
点検モードにおいては、超音波手術具１００の代わりに、適当な負荷抵抗がジェネレータ２００に接続される。ここで、ジェネレータ２００のソケット２８２は、超音波手術具１００用に特殊な形状をしている。そこで、図４に示すように、点検モードにおいては、点検アダプター８１０が用いられる。すなわち、点検アダプター８１０は、負荷抵抗８２２が接続されるように構成された接続ユニット８１２を有する。接続ユニット８１２には、ケーブル８１４を介して、ジェネレータのソケット２８２の形状に適合したプラグ８１６が設けられている。点検アダプター８１０を用いることで、負荷抵抗８２２は、ジェネレータ２００に接続されるように構成されている。
【００４４】
点検モードでは、最大出力条件が模擬される。例えば、最大出力条件が、出力電流が０．９Ａｐｐであり、出力電圧が８００Ｖｐｐであり、出力電力が９０Ｗである場合、点検モードでは、０．９Ａｐｐの定電流が出力される。このため、負荷抵抗８２２の抵抗値は、８００Ωに設定される。
【００４５】
このように、点検モードと、点検アダプター８１０と、負荷抵抗８２２とを用いて、メディカルエンジニアは、ジェネレータ２００の点検を行うことができる。
【００４６】
［第２の実施形態］
第２の実施形態について説明する。ここでは、第１の実施形態との相違点について説明し、同一の部分については、同一の符号を付してその説明を省略する。第１の実施形態は、超音波振動のエネルギーを用いて生体組織の処置を行う超音波手術システム１０の例であった。第２の実施形態は、超音波振動のエネルギーに加えて、処置対象の生体組織に高周波電流を流すことで処置を行う手術システム３０に関する。生体組織に高周波電流を流すと、生体組織はジュール熱で加熱される。この熱と超音波振動との組み合わせによっても生体組織は、封止、凝固、切開等がなされる。
【００４７】
本実施形態に係る手術具３００も、第１の実施形態の超音波手術具１００と同様の構造を有する。すなわち、操作部３７０は、操作部本体３７２と、固定ハンドル３７４と、可動ハンドル３７６と、出力スイッチ３７８とを有する。操作部本体３７２の基端側には、超音波振動子３６２が接続されている。操作部本体３７２の先端側には、シャフト３６０を介して、把持部３１０が設けられている。把持部３１０は、第１の把持部材３１２と第２の把持部材３１４とを備える。第１の把持部材３１２は、超音波振動子３６２に接続されており、超音波振動子３６２の振動に応じて振動する。また、本実施形態では高周波電流を生体組織に流すため、第１の把持部材３１２と第２の把持部材３１４とには、生体組織と接触する部分に電極が設けられている。
【００４８】
本実施形態では、手術具３００に、超音波振動子３６２を振動させるための電力が供給される。このため、第１の実施形態のジェネレータ２００と同じジェネレータ２００が用いられている。また、手術具３００の把持部３１０を介して、生体組織に高周波電流を投入するため、高周波ジェネレータ４００が用いられている。高周波ジェネレータ４００は、超音波用のジェネレータ２００と同様に、入力部５１２とタッチスクリーン５１４とを備える。超音波用のジェネレータ２００と高周波ジェネレータ４００とは接続されている。本実施形態では、高周波ジェネレータ４００の出力は、ジェネレータ２００を介して手術具３００へと出力される。手術具３００は、超音波振動子３６２の基端に接続されたケーブル３８０と、ケーブル３８０の基端に設けられたプラグ３８２とを有する。手術具３００は、ケーブル３８０及びプラグ３８２を介して、ジェネレータ２００のソケット２８２に接続されている。
【００４９】
手術システム３０の回路構成を図６に示す。手術システム３０では、図２に示した超音波手術システム１０の回路に加えて、高周波ジェネレータ４００に関する回路が追加されている。超音波用のジェネレータ２００の構成は、第１の実施形態の場合と同様であるので、その説明は省略する。
【００５０】
高周波ジェネレータ４００は、制御回路４１０と駆動回路４０１とを備える。駆動回路４０１は、出力可変の高電圧電源（High Voltage Power Supply; ＨＶＰＳ）４２０と、並列共振回路４７０と、患者回路４８０とを有する。制御回路４１０は、ＣＰＵ、ＦＰＧＡ、ＡＳＩＣ等で構成されている。制御回路４１０は、高周波ジェネレータ４００の各種動作を制御する。制御回路４１０は、超音波用のジェネレータ２００の制御回路２６０と接続されている。超音波用のジェネレータ２００の制御回路２６０と、高周波ジェネレータ４００の制御回路４１０とは、必要な情報を交換する。高周波ジェネレータ４００の制御回路４１０は、出力スイッチ３７８がオンにされたことに基づいて、ＨＶＰＳ４２０の出力をオンにする。また、このとき、制御回路４１０は、ＨＶＰＳ４２０の出力の大きさを制御する。
【００５１】
ＨＶＰＳ４２０は、Ｄ級アンプを利用したＤＣ／ＤＣコンバータを含む。すなわち、ＨＶＰＳ４２０は、Gate Driver ４３１と、第１のＭＯＳＦＥＴ４３６と、第２のＭＯＳＦＥＴ４３７とを有するＤ級アンプを含む。このＤ級アンプの出力ノード４３８は、第１のＭＯＳＦＥＴ４３６を介して例えば＋４８Ｖの高電位に接続されている。ここで、第１のＭＯＳＦＥＴ４３６のドレイン電極は、高電位に接続されている。第１のＭＯＳＦＥＴ４３６のソース電極は、出力ノード４３８に接続されている。第１のＭＯＳＦＥＴ４３６のゲート電極は、Gate Driver ４３１の第１の端子４３３に接続されている。また、出力ノード４３８は、第２のＭＯＳＦＥＴ４３７を介してグランドに接続されている。ここで、第２のＭＯＳＦＥＴ４３７のドレイン電極は、出力ノード４３８に接続されている。第２のＭＯＳＦＥＴ４３７のソース電極は、グランドに接続されている。第２のＭＯＳＦＥＴ４３７のゲート電極は、Gate Driver ４３１の第２の端子４３５に接続されている。また、出力ノード４３８は、Gate Driver ４３１の電位測定用の端子４３４に接続されている。
【００５２】
Gate Driver ４３１によって第１のＭＯＳＦＥＴ４３６と第２のＭＯＳＦＥＴ４３７とが交互にオンにされるように制御されることで、この出力ノード４３８の電位は、高電位と低電位とに交互に切り替えられる。すなわち、このＤ級アンプからは、Gate Driver ４３１の駆動周波数に応じた矩形波が出力される。Ｄ級アンプは、パルス幅変調（ＰＷＭ）によって出力を調整する。
【００５３】
出力ノード４３８の出力は、第４のインダクタ４４１及び第２のキャパシタ４５１によって形成されるローパスフィルターに入力される。このローパスフィルターは、受動的な積分器として動作する。第４のインダクタ４４１及び第２のキャパシタ４５１によって安定化された電位が、ＨＶＰＳ４２０の出力として出力される。なお、このＨＶＰＳ４２０の出力電位に係る値は、次のようにして取り出される。すなわち、ＨＶＰＳ４２０の出力とグランドとの間に、第１のレジスタ４４２及び第２のレジスタ４４３を直列に接続する。第１のレジスタ４４２と第２のレジスタ４４３との間を参照電位取得ノード４４４とする。この参照電位取得ノード４４４の電位を、図中に(iii)で示すように、参照電位として取り出す。
【００５４】
Gate Driver ４３１の出力周波数を決めるGate Driver ４３１への入力信号は、入力ライン４３２を介して入力される。入力ライン４３２には、第１の差動アンプ４２１、第２の差動アンプ４２２及び第３の差動アンプ４２３の出力が接続されている。第１の差動アンプ４２１には、制御回路４１０から出力された出力電圧の制御値と、図中(i)で示した第１の出力端４８７及び第２の出力端４８８の間に印加される電圧の電圧値に係る値とが入力される。ここで、第１の出力端４８７及び第２の出力端４８８は、駆動回路４０１の出力端子である。すなわち、出力電圧の電圧値がフィードバックされる。第２の差動アンプ４２２には、制御回路４１０から出力された出力電流の制御値と、図中(ii)で示した第２の出力端４８８を流れる電流の電流値に係る値とが入力される。すなわち、出力電流の電流値がフィードバックされる。第３の差動アンプ４２３には、制御回路４１０から出力されたＨＶＰＳ４２０の出力電圧の制御値と、図中(iii)で示したＨＶＰＳ４２０の出力電圧に関連する参照電位に係る値とが入力される。すなわち、ＨＶＰＳ４２０の出力電圧の電圧値に関連する値がフィードバックされる。Gate Driver ４３１の駆動周波数を決める入力ライン４３２への入力信号は、例えば、第１の差動アンプ４２１の出力と、第２の差動アンプ４２２の出力と、第３の差動アンプ４２３の出力との積となっている。この場合、第１の差動アンプ４２１、第２の差動アンプ４２２及び第３の差動アンプ４２３の全ての出力がハイレベルになっているとき、ハイレベルとなる。このような入力ライン４３２に入力されるＰＷＭ信号に基づいて、Gate Driver ４３１は動作する。
【００５５】
ＨＶＰＳ４２０の出力は、並列共振回路４７０に入力される。並列共振回路４７０は、互いに並列に接続された第３のキャパシタ４７１と第５のインダクタ４７２とを有する。第３のキャパシタ４７１と第５のインダクタ４７２とからなる並列回路の一端は、ＨＶＰＳ４２０の出力に接続されている。この並列回路の他端は、第３のＭＯＳＦＥＴ４７３を介して接地されている。ここで、第３のＭＯＳＦＥＴ４７３のドレイン電極は、並列回路に接続されている。第３のＭＯＳＦＥＴ４７３のソース電極は、グランドに接続されている。第３のＭＯＳＦＥＴ４７３のゲート電極は、後述する遅延回路４９０を介して制御回路４１０に接続されている。
【００５６】
このような並列共振回路４７０は、第３のＭＯＳＦＥＴ４７３のオンとオフとの切り換えに従って、ＨＶＰＳ４２０の出力電力による充電と放電とを繰り返す。第３のＭＯＳＦＥＴ４７３のオン／オフの切り換え周波数は、手術具３００から出力される高周波電力の駆動周波数に設定される。
【００５７】
並列共振回路４７０と患者回路４８０とは、変圧器４７５を介して接続されている。この変圧器４７５は、一次コイルである第５のインダクタ４７２と二次コイルである第６のインダクタ４８１とで形成されている。すなわち、第５のインダクタ４７２は、並列共振回路４７０と変圧器４７５とで共用されている。変圧器４７５は、並列共振回路４７０の出力電圧を昇圧する。また、変圧器４７５は、高周波ジェネレータ４００の回路と手術具３００の回路との間に直流成分の電流が流れないようにする役割も担う。ここで、手術具３００の回路は、患者に接する回路である。高周波ジェネレータ４００の回路は、商用電源が接続される回路である。
【００５８】
患者回路４８０は、直列共振回路４８３を含む。直列共振回路４８３は、第７のインダクタ４８４と第４のキャパシタ４８５とが直列に接続された回路である。変圧器４７５の二次コイルを形成する第６のインダクタ４８１の一端は、第１の出力端４８７に接続されている。第６のインダクタ４８１の他端には、第７のインダクタ４８４の一端が接続されている。第７のインダクタ４８４の他端には、第４のキャパシタ４８５の一端が接続されている。第４のキャパシタの他端は、電流計４１６を介して、第２の出力端４８８に接続されている。なお、電流計４１６は、第２の出力端４８８側に配置されず、第１の出力端４８７側に配置されてもよい。
【００５９】
第１の出力端４８７は、手術具３００の第１の把持部材３１２に設けられた電極に接続される。第２の出力端４８８は、手術具３００の第２の把持部材３１４に設けられた電極に接続される。処置を行うときには、第１の把持部材３１２及び第２の把持部材３１４で処置対象の生体組織が挟まれる。このとき、第１の把持部材３１２の電極と第２の把持部材３１４の電極とは、生体組織に接触する。すなわち、第１の出力端４８７と第２の出力端４８８との間が生体組織を介して接続されることになる。
【００６０】
第７のインダクタ４８４及び第４のキャパシタ４８５で形成された直列共振回路４８３は、入力された高周波信号の特定の帯域の信号を通過させるバンドパスフィルタとして機能する。ここで通過する帯域は、手術具３００の駆動周波数を含む帯域に設定される。直列共振回路４８３に入力された高周波信号は、直列共振回路４８３において正弦波信号に変換され、処置部１１０を介して生体組織に印加される。
【００６１】
直列共振回路４８３と第２の出力端４８８との間に挿入された電流計４１６は、第２の出力端４８８から出力される電流を検出する。電流計４１６の計測値は、上述のとおり、図中に(ii)に示すように、第２の差動アンプ４２２に入力される。すなわち、高周波電力の出力電流を表す信号が、第２の差動アンプ４２２に入力される。また、第１の出力端４８７と第２の出力端４８８との間には、第１の出力端４８７と第２の出力端４８８との間に印加される電圧を検出する電圧計４１８が設けられている。電圧計４１８の計測値は、上述のとおり、図中に(i)に示すように、第１の差動アンプ４２１に入力される。すなわち、高周波電力の出力電圧を表す信号が、第１の差動アンプ４２１に入力される。
【００６２】
処置において、ユーザは、手術具３００を操作して、第１の把持部材３１２と第２の把持部材３１４とで、処置対象の生体組織を把持する。この状態でユーザは、出力スイッチ３７８をオンにする。その結果、超音波用のジェネレータ２００の駆動回路２１０は、制御回路２６０の制御下で手術具３００の超音波振動子３６２に電力を供給する。その結果、第１の把持部材３１２が超音波の周波数で振動し、生体組織の処置が行われる。これと共に、高周波ジェネレータ４００の駆動回路４０１は、制御回路４１０の制御下で、第１の把持部材３１２と第２の把持部材３１４との間に高周波電圧を印加する。その結果、生体組織に高周波電流が流れ、生体組織の処置が行われる。
【００６３】
出力スイッチ３７８がオフになったとき、或いは決められたエネルギー出力が行われた後、超音波用のジェネレータ２００及び高周波ジェネレータ４００は、出力を停止させる。以上で生体組織の処置が完了する。
【００６４】
〈遅延回路について〉
高周波ジェネレータ４００の駆動回路４０１に含まれる遅延回路４９０について説明する。高周波ジェネレータ４００の制御において、制御回路４１０からＨＶＰＳ４２０へ、ＨＶＰＳ４２０の出力のオン／オフを切り換える制御信号が入力される。より具体的には、制御回路４１０から第１の差動アンプ４２１、第２の差動アンプ４２２及び第３の差動アンプ４２３に入力される制御信号のオン／オフが切り換えられる。ＨＶＰＳ４２０に入力される制御信号がオンであるとき、ＨＶＰＳ４２０は、制御された電圧の直流電圧を出力する。
【００６５】
また、制御回路４１０から並列共振回路４７０へ、出力のオン／オフを切り換える制御信号が入力される。より具体的には、出力がオンであるとき、制御回路４１０から第３のＭＯＳＦＥＴ４７３に、手術具３００の駆動周波数を有するパルス波が入力される。出力がオフであるとき、上述のパルス波は入力されない。ＨＶＰＳ４２０の出力がオンであり、制御回路４１０から第３のＭＯＳＦＥＴ４７３にパルス波が入力されているとき、並列共振回路４７０からはパルス波の周波数に応じた交流信号が出力される。
【００６６】
ここで、制御回路４１０からＨＶＰＳ４２０への制御信号の出力がオンからオフに切り換わるタイミングと、制御回路４１０から並列共振回路４７０へのパルス波の入力がオンからオフに切り換わるタイミングとが一致している場合を考える。第３のＭＯＳＦＥＴ４７３がオフになったとき、第２のキャパシタ４５１に蓄えられた電荷はしばらくの間、残ったままとなる。この状態で、再びＨＶＰＳ４２０をオンにすると、ＨＶＰＳ４２０の出力電圧には、過渡的な電圧ピークノイズが重畳するおそれがある。その結果、ＨＶＰＳ４２０のＭＯＳＦＥＴ等の部品に悪影響を与えるおそれがある。そこで、本実施形態では、第２のキャパシタ４５１に蓄えられた電荷がすぐに放電されるように構成されている。
【００６７】
本実施形態では、制御回路４１０と並列共振回路４７０の第３のＭＯＳＦＥＴ４７３との間に遅延回路４９０が設けられている。その結果、出力がオフへと切り換わるときの各要素の挙動は、図７のタイミングチャートに示すようになる。すなわち、出力スイッチ３７８がオンからオフに切り換わったとき、ＨＶＰＳ４２０に入力される制御信号もオンからオフに切り換わる。これに対して、並列共振回路４７０へのパルス波の入力は、遅れてオフに切り換わる。その結果、第２のキャパシタ４５１に蓄えられた電荷は、並列共振回路４７０が動作することで、素早く放電される。並列共振回路４７０への制御信号は、第２のキャパシタ４５１に蓄えられた電荷が放電された後にオフになる。その結果、第２のキャパシタ４５１に電荷が蓄えられた状態で再びＨＶＰＳ４２０がオンになることが生じにくくなり、部品に不具合を与えることが防止される。
【００６８】
遅延回路４９０の一例を図８に示す。遅延回路４９０は、時定数回路とダイオードとシュミットトリガとからなる。すなわち、遅延回路４９０の入力端には、第３のレジスタ４９２の一端が接続されている。第３のレジスタ４９２の他端には、第５のキャパシタ４９３の一端が接続されている。第５のキャパシタ４９３の他端は接地されている。また、第３のレジスタ４９２の他端には、第４のレジスタ４９４の一端が接続されている。第４のレジスタ４９４の他端は、シュミットトリガ４９５の入力端に接続されている。さらに、第３のレジスタ４９２の入力端とシュミットトリガ４９５の入力端との間には、第３のレジスタ４９２の入力端からシュミットトリガ４９５の入力端へと順方向となるように、ダイオード４９１が挿入されている。
【００６９】
なお、ダイオード４９１は、並列共振回路４７０をオフからオンに切り替えるときと、オンからオフに切り替えるときとの遅延時間を変えるために挿入されている。すなわち、オフからオンに切り換わるときにはダイオード４９１を電流が流れるが、オンからオフに切り換わるときには、第３のレジスタ４９２及び第５のキャパシタ４９３を電流が流れる。このようにして、並列共振回路４７０がオンからオフに切り換わるタイミングが適度に遅延するように調整されている。
【００７０】
〈遅延回路についての変形例〉
上述の駆動回路４０１では、遅延回路４９０によって、出力をオフにする際の第２のキャパシタ４５１に電荷が残ることが防止されている。しかしながら、遅延回路４９０が無くても、制御回路４１０による制御によって、出力のオン／オフの切り換えが調整されてもよい。
【００７１】
例えば、制御回路４１０は、第２のキャパシタ４５１に電荷が残ることで生じるＨＶＰＳ４２０の出力電圧値を取得する。図９に時間経過に対するＨＶＰＳ４２０の出力電圧の変化を示す。時刻ｔ１でＨＶＰＳ４２０への制御信号がオンからオフへと切り換えられたとする。このとき、ＨＶＰＳ４２０の電圧は、第２のキャパシタ４５１に蓄えられた電荷が放電されることで、徐々に低下する。制御回路４１０は、ＨＶＰＳ４２０の出力電圧が閾値を下回ったことを検出する。制御回路４１０は、ＨＶＰＳ４２０の出力電圧が閾値を下回った後に、ＨＶＰＳ４２０を再びオンにすることを許可する。このように、制御回路４１０の制御によって、第２のキャパシタ４５１に電荷が蓄えられている状態でＨＶＰＳ４２０の出力が再びオンに切り換えられることが防止される。
【００７２】
もちろん、遅延回路４９０が設けられており、さらに、制御回路４１０による上述の制御が行われてもよい。
【００７３】
〈ＨＶＰＳのフィードバック信号について〉
上述のとおり、ＨＶＰＳ４２０のGate Driver ４３１の駆動周波数を決める入力ライン４３２への入力信号は、第１の差動アンプ４２１、第２の差動アンプ４２２及び第３の差動アンプ４２３の出力に基づく。第１の差動アンプ４２１、第２の差動アンプ４２２及び第３の差動アンプ４２３には、それぞれ、出力電圧(i)、出力電流(ii)、及びＨＶＰＳ４２０の出力電圧に関連する参照電位(iii)がフィードバックされている。
【００７４】
第１の差動アンプ４２１に入力される出力電圧(i)は、高周波の出力電圧を直流変換したものであるが、高周波成分のリプルを含む。この高周波リプルの周波数は、出力周波数と同じであり、例えばおよそ３５０−４００ｋＨｚである。同様に、第２の差動アンプ４２２に入力される出力電流(ii)は、高周波の出力電流を直流変換したものであるが、高周波成分のリプルを含む。この高周波リプルの周波数は、出力周波数と同じであり、例えばおよそ３５０−４００ｋＨｚである。また、ＨＶＰＳ４２０の出力電圧に関連する参照電位(iii)も、後段の共振回路の影響を受けて、高周波成分のリプルを含む。
【００７５】
このため、入力ライン４３２からGate Driver ４３１に入力される信号にもおよそ３５０−４００ｋＨｚの信号が含まれることになる。その結果、Gate Driver ４３１の駆動周波数もおよそ３５０−４００ｋＨｚとなる。一方で、これほどの高周波数で第１のＭＯＳＦＥＴ４３６及び第２のＭＯＳＦＥＴ４３７を駆動すると、第１のＭＯＳＦＥＴ４３６及び第２のＭＯＳＦＥＴ４３７でのスイッチングロスが大きくなる。すなわち、第１のＭＯＳＦＥＴ４３６及び第２のＭＯＳＦＥＴ４３７が発熱し、ＨＶＰＳ４２０の電源効率が低下する。第１のＭＯＳＦＥＴ４３６及び第２のＭＯＳＦＥＴ４３７の駆動周波数は、例えば１００ｋＨｚ程度であることが好ましい。
【００７６】
そこで、第２の実施形態の変形例では、図１０に示すように、駆動回路４０１に低周波リプル生成・重畳回路４１４を設ける。低周波リプル生成・重畳回路４１４は、高周波出力の出力周波数よりも低い周波数を有し、高周波リプルよりも大きい低周波リプルを生成する。低周波リプル生成・重畳回路４１４は、さらに生成した低周波リプルを出力電圧(i)、出力電流(ii)及び参照電位(iii)に重畳させる。
【００７７】
例えば、低周波リプルを重畳していないとき、図１１Ａに示すように、入力ライン４３２に入力される制御信号は、例えば３５０−４００ｋＨｚといった高周波リプルを含む。その結果、Gate Driver ４３１の駆動信号も例えば３５０−４００ｋＨｚといった高周波数となる。これに対して、低周波リプル生成・重畳回路４１４を設けて低周波リプルを出力電圧(i)、出力電流(ii)及び参照電位(iii)に重畳したとき、図１１Ｂに示すように、制御信号は、実線で示した制御信号に、破線で示した低周波リプルが重畳することになる。その結果、Gate Driver ４３１の駆動信号も例えば１００ｋＨｚといった比較的低周波数となる。このようにすることで、第１のＭＯＳＦＥＴ４３６及び第２のＭＯＳＦＥＴ４３７におけるスイッチングロスが低減される。また、駆動周波数が低すぎると、コイル鳴きが発生する。駆動周波数を適度に高く制御することで、コイル鳴きが防止される。
【００７８】
〈低周波リプル発生回路の第１の例〉
低周波リプル発生回路（低周波三角波リプル回路）の一例を図１２に示す。この例では、第４のインダクタ４４１と並列に、第５のレジスタ４６１と第６のキャパシタ４６２とを順に挿入し、第５のレジスタ４６１と第６のキャパシタ４６２との間の低周波リプル取得ノード４４５から低周波数の信号を取得する。すなわち、参照電位(iii)として低周波リプル成分が重畳されたＨＶＰＳ４２０の出力電圧の電圧値に関連する信号を取得する。このように、第５のレジスタ４６１と第６のキャパシタ４６２によって低周波リプルの生成が行われる。低周波リプル取得ノード４４５と参照電位取得ノード４４４との間に、第７のキャパシタ４６３を挿入することで、低周波リプル取得ノード４４５から参照電位取得ノード４４４に入る信号の直流成分が遮断され得る。
【００７９】
このようにして得られた低周波リプルを含む参照電位(iii)を、第３の差動アンプ４２３に入力するフィードバック信号とする。さらに、低周波リプル重畳回路４１５は、参照電位(iii)が含む低周波リプルを、出力電圧(i)及び出力電流(ii)に重畳する。低周波リプル重畳回路４１５は、低周波リプルが重畳された出力電圧(i)をフィードバック信号として第１の差動アンプ４２１に入力させる。低周波リプル重畳回路４１５は、低周波リプルが重畳された出力電流(ii)をフィードバック信号として第２の差動アンプ４２２に入力させる。
【００８０】
以上のように、Ｄ級アンプの出力を用いて、フィードバック信号に重畳させる低周波リプルを生成することができる。
【００８１】
〈低周波リプル発生回路の第２の例〉
低周波リプル発生回路（正弦波リプル回路）の一例を図１３に示す。この例では、図１２に示した回路に加えて、さらに次の回路が設けられている。すなわち、並列共振回路４７０から逆流する高周波成分を遮断するために、ＨＶＰＳ４２０の出力部に逆向きにローパスフィルターが設けられている。すなわち、第４のインダクタ４４１の出力端と、第２のキャパシタ４５１の入力端との間に第８のインダクタ４６５が挿入されている。また、第４のインダクタ４４１の出力端と第８のインダクタ４６５の入力端との間に第８のキャパシタ４６６の一端が接続されている。第８のキャパシタ４６６の他端は、接地されている。第８のインダクタ４６５及び第８のキャパシタ４６６によって、並列共振回路４７０から参照電位取得ノード４４４へと流れる正弦波信号の高周波成分が遮断される。その結果、参照電位取得ノード４４４では、低周波数の正弦波リプルが重畳された参照電位(iii)が取得される。
【００８２】
このようにして得られた低周波リプルが重畳された参照電位(iii)を、第３の差動アンプ４２３に入力するフィードバック信号とする。さらに、低周波リプル重畳回路４１５は、参照電位(iii)が重畳された低周波リプルを、出力電圧(i)及び出力電流(ii)に重畳する。低周波リプル重畳回路４１５は、低周波リプルが重畳された出力電圧(i)をフィードバック信号として第１の差動アンプ４２１に入力させる。低周波リプル重畳回路４１５は、低周波リプルが重畳された出力電流(ii)をフィードバック信号として第２の差動アンプ４２２に入力させる。
【００８３】
以上のように、並列共振回路４７０からの逆流成分を用いて、フィードバック信号に重畳させる低周波リプルを生成することができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１２】
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【図１３】
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【手続補正書】
【提出日】令和2年5月25日(2020.5.25)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
エネルギー変換素子で電力を他のエネルギーに変換して、変換後のエネルギーを用いて処置を行う手術具の前記エネルギー変換素子に電力を供給するジェネレータであって、
交流の電力が入力されるように構成された第１のインダクタと、
前記第１のインダクタと変圧器を形成する、第１の接点と第２の接点との間に接続された第２のインダクタと、
前記第１のインダクタと変圧器を形成する、前記第２の接点と第３の接点との間に接続された第３のインダクタであって、前記第３の接点に対する前記第２の接点の極性が、前記第２のインダクタの前記第２の接点に対する前記第１の接点の極性と一致するように構成されている前記第３のインダクタと、
前記第３の接点とグランドとの間に接続されたキャパシタと
を備え、
前記第１の接点と前記第２の接点との間に前記エネルギー変換素子が接続されるように構成されており、
前記第２の接点の電位が所定の値以下となるように前記第３のインダクタのインダクタンスと前記キャパシタのキャパシタンスとが調整されている、
ジェネレータ。
【請求項２】
前記キャパシタの前記キャパシタンスは１００ｐＦ以下である、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項３】
前記第２の接点と前記第３の接点との間の電圧は、前記第１の接点と前記第２の接点との間の電圧以下となるように調整されている、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項４】
前記キャパシタの前記キャパシタンスは３７乃至３９ｐＦである、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項５】
前記第３のインダクタのインダクタンスと前記第３のインダクタのインダクタンスとはそれぞれ３７乃至６３ｍＨである、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項６】
当該ジェネレータは、前記エネルギー変換素子としての超音波振動子、ヒータ又はモータに前記電力を供給するように構成されている、請求項１に記載のジェネレータ。
【請求項７】
エネルギーを用いて処置を行う手術具と、
前記手術具に接続され、前記手術具に電力を供給するジェネレータと、
を備え、
前記ジェネレータは、
交流の電力が入力されるように構成された第１のインダクタと、
前記第１のインダクタと変圧器を形成する、第１の接点と第２の接点との間に接続された第２のインダクタと、
前記第１のインダクタと変圧器を形成する、前記第２の接点と第３の接点との間に接続された第３のインダクタであって、前記第３の接点に対する前記第２の接点の極性が、前記第２のインダクタの前記第２の接点に対する前記第１の接点の極性と一致するように構成されている前記第３のインダクタと、
前記第３の接点とグランドとの間に接続されたキャパシタと
を備え、
前記第１の接点と前記第２の接点との間にエネルギー変換素子が接続されるように構成されており、
前記第２の接点の電位が所定の値以下となるように前記第３のインダクタのインダクタンスと前記キャパシタのキャパシタンスとが調整されている、
手術システム。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００１】
本発明は、ジェネレータ及び手術システムに関する。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００３】
本発明は、適切に設計された、手術具のためのジェネレータ及び手術システムを提供することを目的とする。
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００４
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００４】
本発明の一態様によれば、ジェネレータは、エネルギー変換素子で電力を他のエネルギーに変換して、変換後のエネルギーを用いて処置を行う手術具の前記エネルギー変換素子に電力を供給するジェネレータであって、交流の電力が入力されるように構成された第１のインダクタと、前記第１のインダクタと変圧器を形成する、第１の接点と第２の接点との間に接続された第２のインダクタと、前記第１のインダクタと変圧器を形成する、前記第２の接点と第３の接点との間に接続された第３のインダクタであって、前記第３の接点に対する前記第２の接点の極性が、前記第２のインダクタの前記第２の接点に対する前記第１の接点の極性と一致するように構成されている前記第３のインダクタと、前記第３の接点とグランドとの間に接続されたキャパシタとを備え、前記第１の接点と前記第２の接点との間に前記エネルギー変換素子が接続されるように構成されており、前記第２の接点の電位が所定の値以下となるように前記第３のインダクタのインダクタンスと前記キャパシタのキャパシタンスとが調整されている。
本発明の一態様によれば、手術システムは、エネルギーを用いて処置を行う手術具と、前記手術具に接続され、前記手術具に電力を供給するジェネレータとを備え、前記ジェネレータは、交流の電力が入力されるように構成された第１のインダクタと、前記第１のインダクタと変圧器を形成する、第１の接点と第２の接点との間に接続された第２のインダクタと、前記第１のインダクタと変圧器を形成する、前記第２の接点と第３の接点との間に接続された第３のインダクタであって、前記第３の接点に対する前記第２の接点の極性が、前記第２のインダクタの前記第２の接点に対する前記第１の接点の極性と一致するように構成されている前記第３のインダクタと、前記第３の接点とグランドとの間に接続されたキャパシタとを備え、前記第１の接点と前記第２の接点との間にエネルギー変換素子が接続されるように構成されており、前記第２の接点の電位が所定の値以下となるように前記第３のインダクタのインダクタンスと前記キャパシタのキャパシタンスとが調整されている。
【手続補正６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００５
【補正方法】変更
【補正の内容】
【０００５】
本発明によれば、適切に設計された、手術具のためのジェネレータ及び手術システムを提供できる。
【国際調査報告】
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