(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
内部抵抗（８）を有する高周波発生器（３）を有し、該高周波発生器（３）には可撓性リード（１０）によって電極（４）が接続され、該電極（４）を用いて、前記高周波発生器（３）に同様に電気的に接続された生体組織（１）と前記電極（４）との間のプラズマセグメント（６）にプラズマアーク（５）を生成する、医療における前記生体組織（１）の処置用の前記プラズマアーク（５）を発生する高周波装置において、
前記高周波発生器（３）には高周波電圧電源（７）が設けられ、
前記高周波電圧電源（７）には、直列に配列された容量性の作用を有する第１リアクタンス素子（９ａ）及び誘導性の作用を有する第２リアクタンス素子（９ｂ）から成る共振回路（２）が接続され、
前記共振回路（２）は、前記高周波電圧電源（７）によって発せられる高周波振動の周波数に設定された共振周波数を有し、
前記プラズマアーク（５）を発生するための電圧は、前記第１又は第２リアクタンス素子（９ａ、９ｂ）から取り出され、
前記第１及び第２リアクタンス（９ａ、９ｂ）が、共振周波数において同一の大きさを有し、
前記電極（４）が、前記２つのリアクタンス素子の第１のリアクタンス素子（９ａ）と並列に配置され、
前記リアクタンス（９ａ、９ｂ）の大きさが、前記プラズマアークが非点弧状態にある場合、共振により、前記プラズマセグメント（６）における前記高周波電圧が前記プラズマアーク（５）の点弧に必要な電圧と少なくとも等しくなり、前記プラズマアーク（５）が点弧状態にある場合、前記プラズマセグメント（６）の導通によって共振が抑制されるよう、前記高周波電圧電源（７）の電圧振幅に応じて定められており、
前記リアクタンスの大きさと内部抵抗（８）の抵抗値との組み合わせが、前記プラズマセグメント（６）における高周波電流強度を決定する
ことを特徴とする、プラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２】
前記第１リアクタンス素子（９ａ）が、少なくとも１つのコンデンサ（２０）のキャパシタンス、及び前記電極リード（１０）と前記電極（４）との間に存在するキャパシタンス（１８）によって構成され、前記組織（１）が接地電極（１２）によって前記共振回路（２）に接続され、リードが前記共振回路（２）を前記接地電極（１２）に接続する
ことを特徴とする、請求項１に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項３】
前記発生器の電流の通流角が略一定であることを特徴とする、請求項１又は２に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項４】
前記高周波電圧電源（７）の前記内部抵抗（８）が、前記第１リアクタンス素子（９ａ）及び前記第２リアクタンス素子（９ｂ）のリアクタンスよりも小さい
ことを特徴とする、請求項１〜３のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項５】
前記生体組織（１）が、接地電位にある高周波発生器（３）の接続部に接続され、
前記第１リアクタンス素子（９ａ）が、前記電極（４）が接続された前記リード（１０）とコンデンサ（２０）とが並列に配置された回路によって構成され、
前記キャパシタンス（１８）と前記コンデンサ（２０）とが、直列インダクタ（２１）として実施される前記第２リアクタンス素子（９ｂ）のリアクタンスと等しい負の値を有するリアクタンスを構成する
ことを特徴とする、請求項２〜４のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項６】
前記第２リアクタンス素子（９ｂ）が、並列配置されたインダクタ（２１）及びコンデンサ（２２）から成る誘導性のリアクタンス素子として実施され、
前記キャパシタンス（１８）並びに前記コンデンサ（２０）が、前記第２リアクタンス素子（９ｂ）のリアクタンスと等しい負の値を有するリアクタンスを構成する
ことを特徴とする、請求項５に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項７】
前記共振回路（２）の前記第１リアクタンス素子（９ａ）が、前記電極（４）が取り付けられる前記リード（１０）と並列に配置されたインダクタ（１９）によって構成され、
前記キャパシタンス（１８）と、前記インダクタ（１９）とが、直列コンデンサ（２２）として実施される前記第２リアクタンス素子（９ｂ）のリアクタンスと等しい負の値を有するリアクタンスを構成する
ことを特徴とする、請求項２〜５のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項８】
前記組織（１）が、患者と接触する接地電極（１２）によって、接地電位にある前記高周波発生器（３）のコネクタに接続される
ことを特徴とする、請求項７に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項９】
患者及び手術部位の前記電極（４）への前記電極リード（１０）が、絶縁層により包まれた導体として構成される
ことを特徴とする、請求項１〜８のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１０】
前記患者及び前記手術部位の前記電極（４）への前記電極リード（１０）が、前記組織との接触から保護する外部絶縁層（２３）を有する同軸シールド導体（１３）を有する同軸ケーブルの内部導体として構成され、
前記同軸シールド導体（１３）が、前記患者と接触する前記接地電極（１２）に接続される
ことを特徴とする、請求項８に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１１】
前記患者及び前記手術部位の前記電極（４）への前記電極リード（１０）が、前記組織との接触から保護する外部絶縁層（２３）を有する同軸シールド導体（１３）を有する同軸ケーブルの内部導体として構成され、
前記同軸シールド導体（１３）の一端部が、接地電位にある前記高周波発生器（３）の前記コネクタに接続され、手術部位の直近の他端部に、前記シールド導体（１３）と導電接触し前記組織（１）の一領域と接触することにより前記組織（１）に電気的に接続可能な接地電極（１４）を有する
ことを特徴とする、請求項１〜１０のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１２】
低い電離電界強度を有する希ガス流（２４）が、前記内部導体内又は前記同軸シールド導体と平行な管内を前記希ガスが通って手術部位へとガイドされるように、処置される前記組織に送られる
ことを特徴とする、請求項１０又は１１に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１３】
プラズマアーク（５）の電流強度を選択するために、キャパシタンス（２２）として実施される前記第２リアクタンス素子（９ｂ）が、コンデンサの第１のグループ（３９）から第１スイッチ（４１）によって選択され、
共振条件を満足するために、前記キャパシタンス（１８）及び前記インダクタ（１９）が、コンデンサの第２のグループ（４０）から第２スイッチ（４２）によって選択されるコンデンサ（２８）と並列に接続される
ことを特徴とする、請求項６〜１２のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１４】
プラズマアーク（５）の電流強度を選択するために、直列インダクタ（２１）として実施される第２リアクタンス素子（９ｂ）が、インダクタの第１のグループ（４３）から第１スイッチ（４１）によって選択され、
共振条件を満足するために、前記キャパシタンス（１８）が、コンデンサのグループ（４０）から第２スイッチ（４２）によって選択されるコンデンサ（２８）と並列に接続される
ことを特徴とする、請求項５又は請求項７〜１２のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１５】
高周波発生器（４４）に、複数の選択可能な電圧比の設定を有する変圧器（２９）が接続され、
該変圧器（２９）に、電圧比を予め選択するための第１スイッチ（４１）が接続される
ことを特徴とする、請求項１〜１４のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１６】
高インピーダンスＨＦ電流電源（１５）と、
該高インピーダンスＨＦ電流電源を、低インピーダンス内部抵抗（８）を有する高周波電圧電源（７）として機能させる共振変圧回路（４７）と、
をさらに含むことを特徴とする、請求項１〜１５のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１７】
前記高周波発生器（３）が、矩形波である周期的な信号波形を有する高周波電圧電源（７）と、同軸ケーブルの特性インピーダンスと同じ大きさである低い内部抵抗（８）とによって構成される
ことを特徴とする、請求項１〜１６のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１８】
前記高周波発生器（３）が、並列に配列されたＤＣ電圧電源（２５）と、プッシュ−プルモードで動作する複数のスイッチングトランジスタ（２７）から成る相補形回路とによって構成され、
前記スイッチングトランジスタ（２７）がパルス発生器（３０）によってトリガされ、該パルス発生器（３０）が共振回路電流の測定のために電流減結合器（２６）によって同期され、
前記高周波発生器（３）の出力電圧が、前記スイッチングトランジスタ（２７）の前記共通ソース電極（１６）に印加される
ことを特徴とする、請求項１７に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項１９】
前記高周波発生器（３）が所定の固有周波数を有し、
前記２つのリアクタンス素子の少なくとも１つを調整することにより前記共振回路（２）の共振を調整可能な調整器が存在する
ことを特徴とする、請求項１〜１８のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２０】
前記２つのリアクタンス素子の少なくとも１つが第１リアクタンス素子（９ａ）であり、
前記共振回路（２）の回路内に電流減結合器（２６）が存在し、
反結合された電流が振幅指示器（３２）に送られて評価され、
前記回路内の前記振幅指示器の下流には前記リアクタンス素子（９ａ）を調整するための前記調整器（３３）が配置され、
前記第１リアクタンス素子（９ａ）を調整することによって生じる前記共振回路（２）の共振が、前記調整器（３３）において、前記振幅指示器（３２）からの信号が、前記共振回路及びそれに従って前記第１リアクタンス素子（９ａ）における電圧が最大に設定されるように評価されることによって決定される
ことを特徴とする、請求項１９に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２１】
前記調整器が、前記プラズマアーク（５）の電流及びそれに従って患者電流をプリセットするための設定点送信器（３６）を有する
ことを特徴とする、請求項１９又は２０に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２２】
患者電流減結合器（３７）、患者電流指示器（３４）、及び患者電流調整器（３５）をさらに有し、
前記第２リアクタンス素子（９ｂ）及び前記高周波電圧電源（７）を前記設定点送信器（３６）によって指定される値に設定することにより、前記プラズマアーク（５）の電流を調整できる
ことを特徴とする、請求項２１に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２３】
前記２つのリアクタンス素子（９ａ、９ｂ）の少なくとも１つが、可変インダクタ（１９ｂ）によって構成され、
前記可変インダクタ（１９ｂ）のインダクタンスは可変の透磁率（５２）を有するフェライト磁心の予備磁化によって慣性がないように決定され、
前記予備磁化は、予備磁化電流（５５）が流れる予備磁化巻線（５３）によって調整される
ことを特徴とする、請求項１〜２２のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２４】
前記予備磁化電流（５５）が、制御された可変ＤＣ電圧電源（５６）によって調整される
ことを特徴とする、請求項２３に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２５】
前記高周波電圧電源（７）及び前記共振回路（２）の少なくとも一部が、特に共振周波数の調整用又はプラズマ電流の強度の調整用の調整装置と共に、患者の安全を確実にするハウジング内に配置され、
該ハウジングには電極（４）が取り付けられたリード（１０）が接続される
ことを特徴とする、請求項１〜２４のいずれか１つに記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【請求項２６】
前記希ガスがアルゴンガスである、請求項１２に記載のプラズマアーク（５）を発生する高周波装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、請求項１の前文に従った、生体組織の処置用のプラズマアークを発生する高周波装置に関する。
【０００２】
この種類の高周波装置は、ＤＥ−ＯＳ ３７ １０ ４８９号、ＥＰ ０ ３５３ １７８ Ａ２号、及びＷＯ ９３／０１７５８号の特許に開示されている。人体の組織の表面を、様々なガスから成る媒体内で処置できる。周囲領域のガスよりも電離電界強度が低い、ガスの集結させたビームを組織に向けることにより、プラズマビームの空間配置を改良できることが多い。
【０００３】
プラズマビームの発生に必要な高周波エネルギーの供給に関しては、あらゆるケースにおいて、２つの基本的な問題点がある。第１に、プラズマビームが使用中に消えた後、及び最初にオンにされる際、プラズマビームを確実に点弧する必要がある。第２に、点弧されたプラズマビームのＨＦ電流強度を、特定の医学的用途に適した強度となるように、調整可能とすべきである。
【０００４】
後者の問題は、ＤＥ−ＯＳ ３７ １０ ４８９号及びＥＰ ０ ３５３ １７８ Ａ２号において広範囲にわたって評価されており、プラズマに供給されるエネルギーを調整及び制御するための非常に複雑な装置によって解決されている。この制御されたシステムは、組織に電気エネルギーを送るよう、出力発振器がその共振周波数で放電するように、所定の周波数で出力発振器を荷電するＨＦドライバ回路から成る。周波数分割器により、出力発振器に送られるフィーダ又はドライバのパルスの印加及び持続時間を制御するための、周波数信号が得られる。従って、ＨＦドライバ回路は、複雑な制御回路内にスイッチ機能を有する。そのような装置が、プラズマビームの点弧電圧よりも実質的に高い電極電圧を用いて確実に点弧を行うためには、ドライバのパルスが比較的長い時間持続するよう調整することが必須である。制御システムによるプラズマの点弧後、強度を、制御システムの時定数によって予め定められた短時間で、医学的用途に適したレベルに調整しなければならない。
【０００５】
従って、本発明の目的は、簡単な回路による、請求項１の前文に従ったプラズマアークを発生する高周波装置の改良である。
【０００６】
この目的は、請求項１の特徴を有する高周波装置によって達成される。
【０００７】
本回路を用いると、プラズマが非点弧状態にある場合は、電極の高周波電圧はプラズマアークの点弧に必要なレベルよりもかなり高く、プラズマが点弧状態にある場合には、プラズマ内の高周波電流は特定の医学的用途に適した強度を有すると同時に、プラズマアークが使用中に消えた場合には、電極の高周波電圧が、再び、プラズマアークの点弧に必要なレベルよりも高いレベルに上昇し、自動的に再点弧される。
【０００８】
本発明に従った解決法の実質的な長所は、付加的な制御回路を備えず、故に、技術的に複雑な追加をしなくても、電極と、プラズマアークが組織に入ることを意図される点との間に、安定且つ正確に制御可能なプラズマセグメントを維持することができる。その結果、この方法は、組織の隣接部位を熱によって損傷するリスクが大きいために以前はＨＦ手術を使用できなかった、別の用途（例えば、神経外科の領域及び食道粘膜の病変）にも適切となる。
【０００９】
別の実質的な長所は、提案される解決法を用いると、制御のための実効抵抗が必要ないので、本質的に全ての高周波エネルギーが、組織で又は組織内部で熱に変換されるという事実にある。これにより、大きな冷却面や、通風装置（これは臨床的な状況では非常に望ましくない）による積極的な冷却の必要がなくなり、装置の複雑さ及びサイズ並びに使用中のエネルギー消費の点で、かなりの節約となる。従って、この装置は、臨床的な用途に、より好ましいものとなる。
【００１０】
図面に示されている本発明の例示的な実施形態を、以下に詳細に述べる。
【００１１】
まず、図１の構造を参照して、本発明の作用を述べる。
【００１２】
この構造は、高周波電圧電源７及び内部抵抗８から成る高周波発生器３を有する。この、周期的な高周波振動を発する高周波発生器３には、第２リアクタンス素子９ｂ及び第１リアクタンス素子９ａから成る直列回路が接続されている。第１リアクタンス素子９ａで発生される（増幅される）共振電圧は、内部抵抗８によって導入される制動抵抗と組み合わせた、２つのリアクタンス素子における不可避の損失に比例する。この電圧の振幅が、電極４と人体組織１との間でのプラズマアーク５の点弧に必要な振幅よりも大きければいつでも、プラズマアーク５は瞬時に生じる。
【００１３】
プラズマセグメント６のアーク降下電圧は、点弧電圧よりも低いことが知られている。プラズマ電流によって生じる共振構造の制動により、プラズマ電流の点弧が確立された後では、プラズマ電流強度は、非常に大きく、高周波電圧電源７の電圧、第２リアクタンス素子９ｂの値、並びに第１リアクタンス素子９ａ及び第２リアクタンス素子９ｂの制動に依存する。
【００１４】
故に、共振周波数において内部抵抗８を、第１リアクタンス素子９ａ及び第２リアクタンス素子９ｂのリアクタンスと比較して小さくすることが好ましい。
【００１５】
無視し得るほど小さな、低インピーダンスの内部抵抗８、及び、プラズマ電流による制動と比較すれば無視し得る第１リアクタンス素子９ａ及び第２リアクタンス素子９ｂにおける減衰損失の特殊なケース、並びに、プラズマアーク５のアーク降下電圧が点弧電圧よりも実質的に低いケースでは、高周波電圧電源７の電圧がプラズマアーク５のアーク降下電圧よりも実質的に大きい場合、プラズマ電流は主に第２リアクタンス９ｂの大きさによって決定される。
【００１６】
本発明と関連する顕著な長所は、手術中の操作によってプラズマアークが消えた際に、瞬時に再点弧されることである。その理由は、プラズマ電流が消え、それによって生じる共振構造の制動がなくなると、第１リアクタンス素子９ａ及びプラズマセグメント６における電圧が、共振の弱い制動中に存在するレベルに戻るまで上がり、その結果、プラズマセグメントが独立して再点弧されることである。従って、この目的のための制御装置は必要ない。
【００１７】
アークが消えた後の再点弧に要する時間は、全体的な制動が小さい場合にはオペレータが知覚可能な時間と比べて非常に短い、高周波振動の僅かなサイクルと同程度の大きさである。
【００１８】
本発明の別の長所は、高周波発生器が正弦波電圧を発する必要はないという事実にある。電圧は単に周期的であって、共振回路２の共振周波数において認識可能な帯域成分を含んでいればよい。それにも関わらず、共振回路２は、選択度によって可能な範囲では、おおむね正弦波の共振ループ内の電流を生じ、これによって患者電流を生じる。
【００１９】
図２ａ乃至図２ｃには、下流に共振回路２を有する高周波発生器３の様々な好ましい実施例が示されている。
【００２０】
図２ａでは、第１リアクタンス素子９ａは、リードから電極４と周囲、特に人体組織１との間に存在する実効キャパシタンス１８と並列に配置された分路コンデンサ２０の形態をとる。第２リアクタンス素子９ｂとしてはインダクタ２１が用いられ、インダクタ２１は実物の内部抵抗８と共に共振条件を満たす。内部抵抗８に無効分が設けられているケースでは、共振回路２はこの内部抵抗８と共に、この構造の本質を変えない僅かに異なる周波数で共振条件を満たす。
【００２１】
安全性の理由で、高周波発生器３には接地接続が設けられている。安全規制は更に、患者がハウジング接地接続から電気的に分離されていることを要求する。従って、図２ａでは、電気的ショックに対する保護のためのコンデンサ３１が示されているが、それらのキャパシタンスは高周波の挙動に影響しないほど大きくされている。従って、後続の図面の全てにそれらを示すことはしない。
【００２２】
図２ｂに示されている構造では、直列インダクタ２１と並列に、直列インダクタ２１の内部キャパシタンスとして作用可能な、又は微調整の目的で挿入された、直列コンデンサ２２がある。
【００２３】
図２ｃに示されている本発明の好ましい実施形態では、全体として誘導作用を有する第１リアクタンス素子９ａを構成するために、分路コンデンサ２０と並列に、しばしば不可避であるか又は同調のために用いられるインダクタ１９が挿入されている。これは、インダクタが並列分岐に置かれているので、片側を接地接続できるという長所と関連している。次に、第２リアクタンス素子９ｂはコンデンサの形態をとる。人体組織１と高周波発生器３の接地接続１１との間は接続され、接地電位にある。
【００２４】
図３に示されている、本発明の別の好ましい実施形態では、共振回路２の必須の要素は、高周波発生器３のハウジング内に配置されている。これらの要素は、プラズマセグメント６と並列のインダクタ１９を含む。高周波発生器３の外側に配置されている第１リアクタンス素子９ａの唯一の部分は、実効キャパシタンス１８、即ち、リード１０からプラズマセグメント６までのキャパシタンスである。
【００２５】
図４ａは、電極リード１０が絶縁されていない場合に、プラズマが点弧されて、プラズマアーク５に隣接する、組織の望ましくない場所へと伝わり得る問題を示している。この状況は、図４ａの矢印によって示されている。従って、本発明の好ましい実施形態では、電極リード１０は、絶縁層２３で覆われた同軸シールド導体１３で囲まれている。これは図４ｂに示されている。ここでは、破線の矢印は、この構造の使用中に生じる順方向電流及び戻り電流１７を示している。同軸シールド導体１３は、リード１０と人体組織１との間でプラズマアークが生じるのを防止する。プラズマ電流は、人体組織１内の組織電流として、患者と接触している外部ＨＦ接地電極１２へと流れ、高周波発生器３へと戻るように伝導される。シールド導体の外皮上を、手術に影響しない電流が流れる。このようにして、プラズマアーク５は、確実に電極４と人体組織１との間だけに形成される。
【００２６】
或る種の手術では、プラズマアーク５の戻り電流が、人体組織１を通る制御されていない拡散経路に沿って外部ＨＦ接地電極１２へと流れると、損傷が生じ得る。そのようなケースでは、同軸シールド導体１３へと向かって人体組織１内を通る局所的に制限された戻り電流の伝導に関連して、プラズマアーク５の形成の空間的な選択度に関して、同軸シールド導体１３の末端部に、人体組織１と導電接触する内蔵型のＨＦ接地電極１４を設けることが好ましい。図４ｃには、対応する構造が示されている。戻り電流１７は、手術部位の直近の周辺部に局所的に制限され、同軸シールド導体１３の内部に沿って流れて戻る。
【００２７】
本発明の更なる好ましい適用例は、手術部位に向けられる希ガス流２４の供給との組み合わせにおいて明白である。図４ｄに示されるように、ガス用の導管は、好ましくは、同軸シールド導体１３内のキャビティで構成できる。希ガス流２４を与えることにより、電離エネルギーは大きく低減され、その結果、プラズマセグメント６の点弧電圧も実質的に低くなり、希ガス流の外側では電離が生じない。適切な希ガスの一例は、多くの用途があるアルゴンである。プラズマアーク５の発生を支援するために適切に配置されるように末端部に与えられる希ガス流２４により、プラズマアーク５の空間的な広がりに関する高い選択度が可能とされる。
【００２８】
同じ理由から、図４ｃに示されているような構造では、希ガス流２４は図４ｅに示されるように同軸シールド導体１３内を流れる。或いは、希ガス流は中空の内部リードを通ってもよい。
【００２９】
一方、図４ｆに示されている、電極への単極リードを有する構造では、同軸シールド導体１３は用いられず、代わりに絶縁管３８を用い、希ガス流２４は絶縁管３８の内側を通って電極４に向かう。
【００３０】
図５ａに示されている好ましい実施形態では、コンデンサバッテリー３９は、例えば、５０ｐＦ、１００ｐＦ、及び２００ｐＦのコンデンサで構成され、一方、バッテリー４０のキャパシタンスは１６ｐＦ、１１６ｐＦ、及び２１６ｐＦであり、コンデンサ１８は２５０ｐＦのキャパシタンスを有し、インダクタ１９は約５００μＨの値を有し、高周波発生器は３３０ｋＨｚの周波数で動作する。高周波電圧電源７によって生じる電圧は４０Ｖから３００Ｖの範囲内に調整され、人体組織１からの電極４の距離を１ｍｍから約２５ｍｍとして手術を行うことができる。
【００３１】
図５ａ及び図５ｂでは、手術中の共振条件及びプラズマ電流の強度を調整するための様々な手段が示されている。図５ａに示されている１つの特に好ましい構造では、第１コンデンサバッテリー３９及び第２コンデンサバッテリー４０が設けられており、直列コンデンサ２２の場合には第１スイッチ４１でありコンデンサ２８用には第２スイッチ４２であるスイッチを用いて、各バッテリーから適切なキャパシタンスを選択できる。スイッチの位置及びこれによってキャパシタンスを適切に組み合わせることにより、並列インダクタ１９の所与のインダクタンス値に対して、高周波電圧電源７の周波数の共振条件、及び、高周波電圧電源７の所与の電圧におけるプラズマアーク５の強度の両方が調整される。
【００３２】
別の可能性として、図５ｂでは、第２リアクタンス素子９ｂは直列インダクタ２１の形態をとり、その場合、第１スイッチ４１はインダクタバッテリー４３から所望のインダクタンスを選択する。第１リアクタンス素子９ａは、第２スイッチ４２を用いてコンデンサバッテリー４０から適切なコンデンサ２８を選択することによって選択される。
【００３３】
多くの場合、プラズマアークを発生する高周波装置を構成するために設けられる高周波発生器４４は、他の用途にも使用可能なように設計されている。この場合には、複数の電圧比のうちの１つの選択を可能にする変圧器２９が設けられており、第１スイッチ４１によって電圧比が選択される、図６ａに示されている構造を用いるのが好ましい。そして、第１コンデンサバッテリー３９から直列コンデンサ２２を選択するために、第２スイッチ４２が用いられる。使用可能な唯一の高周波電圧電源が高インピーダンスＨＦ電流電源１５である場合は、低インピーダンス内部抵抗８を用いて、それを高周波電圧電源７に変換できる。これは図６ｂに示されているように、共振変圧回路４７を用いて行われる。そして、この図では番号３で示されている高周波発生器は、結果として、低インピーダンス内部抵抗８を有する高周波電圧電源７を構成する。
【００３４】
本発明で用いられる信号の形状は、周期性の前提条件のみを満足する。本発明の特別な長所として、プラズマアークが消えると、この事象は別様では存在する共振回路の制動をなくすので、電極４と人体組織１との間の電圧降下が、可能な限り最短の時間で点弧電圧を超えるように増大することを述べた。この長所を達成するための制御装置（例えば、通流角の調整）は必要ない。
【００３５】
図７に示されている実施形態では、高周波発生器３は、ＤＣ電圧電源２５及び、複数のスイッチングトランジスタ２７を有する相補形回路４８で構成されている。スイッチングトランジスタ２７はプッシュ−プル動作を有し、パルス発生器３０によってトリガされる。２つのトランジスタは、交互に、完全導通及び完全遮断となり、純粋な切換モードで動作する。その結果、それらの共通のソース電極１６では、平均値がＤＣ電圧電源２５の電圧の半分に等しい、矩形の電圧波形が生じる。この矩形波は、第１リアクタンス素子９ａ及び第２リアクタンス素子９ｂで構成される共振回路２に直接送られる。
【００３６】
構造全体を自励発振器として構成可能なように、パルス発生器３０のパルスは電流減結合器２６によって進路を分けられ、複数のスイッチングトランジスタ２７を同期させてトリガする。共振回路２の周波数選択動作により、直列共振回路は、矩形波電圧の基本周波数の正弦波電流だけを許容する。回路全体が正しく調整されている場合には、各スイッチングトランジスタ２７は、共振回路電流４９が０を通過する時に切換えられる。トランジスタは純粋な切換モードで動作し、各トランジスタは、印加された電圧が残存電圧にまで低下した場合にのみ電流を伝導するので、これは特に損失が低い構造である。
【００３７】
所定の固有周波数を有する高周波発生器３を用いた場合、第１リアクタンス素子９ａ及び第２リアクタンス素子９ｂで構成される共振回路２の共振周波数は、高周波発生器３の周波数と一致するよう同調されなければならない。これは、図８に示されるように、第１リアクタンス素子９ａを自動的に調整することにより可能である。この目的で、電流減結合器２６に接続された振幅指示器３２によって、共振回路内の電流が測定され、共振回路電流４９の強度を調整して最大にするために調整器３３が用いられる。
【００３８】
図９は、本発明の好ましい実施形態において、プラズマアーク５の電流の強度も調整可能な方法を示す。これは、患者電流減結合器３７及び患者電流指示器３４を、患者電流設定点送信器３６によって設定点の値が同時に与えられる患者電流調整器３５と組み合わせることによってなされる。第２リアクタンス素子９ｂ及び高周波電圧電源７の出力電圧を調整することにより、プラズマ電流が所望のレベル、即ち、設定点送信器３６によって規定される値に設定される。
【００３９】
第２リアクタンス素子９ｂとして固定コンデンサを選択することにより、図５ａ及び図６ａに示されている特に簡単な方法で、プラズマアーク５の電流を所望の強度に調整することも可能であり、高周波電圧電源７の出力電圧を調整することにより、調整を、慣性なしにすることができる。高周波電圧電源の、慣性なしの調整は、例えば、図７に従った構造において、ソース電極１６の高周波矩形波電圧が調整され、その結果、プラズマアーク５の電流の強度も慣性なしで調整されるように、自明の方法でＤＣ電圧電源２５の電圧を慣性なしで調整することによって実行可能である。
【００４０】
この状況では、高周波発生器３の周波数に対する共振回路２の共振周波数の調整も、慣性なしにすることが特に好ましいことが示される。これは、例えば、図１０に示されるように、第１リアクタンス素子９ａを調整することにより、好ましく達成できる。ここでは、同調の目的で、素子９ａは不変インダクタ要素１９ａと可変インダクタ１９ｂとに分割されている。この、共振の慣性なしの同調のための可変インダクタ１９ｂは、図８及び図９に従った構造にも同様に用いることができる。図１１に示されるように、インダクタ１９ｂの変形は、例えば、可変の透磁率５２を有するフェライト磁心を予め磁化することによって達成できる。この予備磁化は、予備磁化ヨーク５４に補助され、予備磁化巻線５３を通る予備磁化電流５５の流れによって変わる。可変の予備磁化電流５５は、自明の方法で構成される可変ＤＣ電圧電源５６によって調整され、調整器３３によって制御される。このように第１リアクタンス素子９ａ又は適切な場所では第２リアクタンス素子９ｂとしても機能するよう構成された素子は、高周波振動のひずみを生じずに、高レベルのエネルギーを貯えるという長所を有する。
【００４１】
図１２には、図９を参照して説明したように、プラズマ電流の強度が同調及び調整される構造が示されている。高周波発生器はスイッチングトランジスタ２７を有するので、図７に示されている構造と類似している。しかし、この例では、スイッチングトランジスタ２７は、自己起動形発振器４５で好ましくトリガされる。従って、高周波発生器３の振動を誘導する上での問題を回避できる。プラズマ電流の強度は、調整可能な主電源ユニット５０の電圧を変えることにより、第２リアクタンス素子９ｂ内のコンデンサを切換えることにより、又はこれらの両方の手段により制御可能である。共振の慣性なしの調整は、インダクタの磁気コアの予備磁化によって、第１リアクタンス素子９ａのインダクタンスを変えることにより、好ましく達成される。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の一実施形態に従った、プラズマアークを発生する高周波装置を示す図である。
【図２ａ】  コンデンサ及び電極リードのキャパシタンスで構成されるリアクタンス素子９ａ並びにインダクタから成るリアクタンス素子９ｂを有する、図１に従った高周波装置を示す図である。
【図２ｂ】  直列誘導リアクタンス素子９ｂを有する、図１に従った高周波装置を示す図である。
【図２ｃ】  並列インダクタンスと並列キャパシタンスとの並列配線及び電極−リード間キャパシタンスによって構成されるリアクタンス素子９ａ、並びに、第２リアクタンス素子９ｂとしての直列コンデンサを有する、図１に従った高周波装置を示す図である。
【図３】  高周波発生器のハウジング内に配置された、第２リアクタンス素子９ｂとしての直列コンデンサを有する、図２ｃに従った高周波装置を示す図である。
【図４ａ】  患者及び電極に関して単極となるよう設計された、手術部位への絶縁リードを有する、図３に従った高周波装置を示す図である。
【図４ｂ】  絶縁層を有する、高周波に適した方法で接地された同軸シールドケーブルから成る、電極へのリードを有する、図３に従った高周波装置を示す図である。
【図４ｃ】  末端部に、同軸シールドケーブルを人体組織に電気的に接続する内蔵型設置電極を有するリードを有する、図３に従った高周波装置を示す図である。
【図４ｄ】  図４ｂに従ったリードと、同軸シールドケーブル内を通って電極及び人体組織の手術部位へと送られる希ガス流とを有する、図３に従った高周波装置を示す図である。
【図４ｅ】  図４ｃに従ったリードと、同軸シールドケーブル内を通って電極及び人体組織の手術部位へと送られる希ガス流とを有する、図３に従った高周波装置を示す図である。
【図４ｆ】  図４ａに従ったリードを有するが、電極及び人体組織の手術部位へと流れる希ガスが内部を通るリードを囲む絶縁管を有する、図３に従った高周波装置を示す図である。
【図５ａ】  第１コンデンサバッテリー及び第２コンデンサバッテリーを有する、図３に従った高周波装置を示す図である。
【図５ｂ】  図２ａに従った高周波装置であるが、コンデンサバッテリーとインダクタのバッテリーとを有する高周波装置を示す図である。
【図６ａ】  選択可能な電圧比を有する変圧器を有する高周波装置を示す図である。
【図６ｂ】  高抵抗ＨＦ電流電源及び共振変圧器によって構成される、低い内部抵抗を有する高周波発生器を有する高周波装置を示す図である。
【図７】  スイッチとして動作するスイッチングトランジスタを有する相補形トランジスタステージによって、高周波電圧電源及び内部抵抗が構成される、図３に従った高周波装置を示す図である。
【図８】  指定された周波数に設定された発生器及び共振回路を有する、図１に従った高周波装置を示す図である。
【図９】  患者電流減結合器、患者電流指示器、及び下流の患者電流調整器によって、プラズマ電流を医療用途に必要なレベルに調整できる、図８に従った高周波装置を示す図である。
【図１０】  調整可能な第１リアクタンス素子９ａを有する、図８又は図９に従った高周波装置を示す図である。
【図１１】  図８乃至図１０に従った構造の共振を慣性なしで同調するための可変インダクタの一例を示す図である。
【図１２】  プラズマ電流の強度の同調及び調整を有する構造の一例を示す図である。
【符号の説明】
１      人体組織
２      共振回路
３      高周波発生器
４      電極
５      プラズマアーク
６      プラズマセグメント
７      高周波電圧電源
８      内部抵抗
９ａ    第１リアクタンス素子
９ｂ    第２リアクタンス素子
１０    電極へのリード
１１    接地接続
１２    外部ＨＦ接地電極
１３    同軸シールドリード
１４    内蔵型ＨＦ接地電極
１５    高インピーダンスＨＦ電流電源
１６    ソース電極
１７    順方向電流及び戻り電流
１８    実効キャパシタンス
１９    並列インダクタ
１９ａ  インダクタ要素
１９ｂ  可変インダクタ
２０    並列コンデンサ
２１    直列インダクタ
２２    直列コンデンサ
２３    絶縁層
２４    希ガス流
２５    ＤＣ電圧電源
２６    電流減結合器
２７    スイッチングトランジスタ
２８    適切なコンデンサ
２９    変圧器
３０    パルス発生器
３１    対電気ショック保護用コンデンサ
３２    振幅指示器
３３    調整器
３４    患者電流指示器
３５    患者電流調整器
３６    患者電流設定点送信器
３７    患者電流減結合器
３８    絶縁管
３９    第１コンデンサバッテリー
４０    第２コンデンサバッテリー
４１    第１スイッチ
４２    第２スイッチ
４３    インダクタのバッテリー
４４    プリセットＨＦ発生器
４５    自己起動形発振器
４６    電圧減結合器
４７    共振変圧回路
４８    切換えられるトランジスタのエンドステージ
４９    共振回路電流
５０    調整可能な主電源ユニット
５１    矩形波ＨＦ電圧
５２    可変の透磁率を有するフェライト磁心
５３    予備磁化巻線
５４    予備磁化ヨーク
５５    予備磁化電流
５６    可変ＤＣ電圧電源
【図１】
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【図２ａ】
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【図２ｂ】
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【図２ｃ】
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【図３】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
0004340011.tif 000008
【図４ｃ】
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【図４ｄ】
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【図４ｅ】
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【図４ｆ】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図６ａ】
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【図６ｂ】
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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１１】
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【図１２】
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