特開 2024-91523 電気外科ジェネレータ

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2024091523

(43)【公開日】2024-07-04

(54)【発明の名称】電気外科ジェネレータ

(51)【国際特許分類】

   A61B 18/12 20060101AFI20240627BHJP

   H02M 7/48 20070101ALI20240627BHJP

   H02M 7/483 20070101ALI20240627BHJP

【ＦＩ】

A61B18/12

H02M7/48 E

H02M7/483

【審査請求】未請求

【請求項の数】17

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2023211115

(22)【出願日】2023-12-14

(31)【優先権主張番号】63/435,060

(32)【優先日】2022-12-23

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(71)【出願人】

【識別番号】516236908

【氏名又は名称】オリンパス・ヴィンター・ウント・イベ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング

【氏名又は名称原語表記】ＯＬＹＭＰＵＳ ＷＩＮＴＥＲ ＆ ＩＢＥ ＧｍｂＨ

(74)【代理人】

【識別番号】110002147

【氏名又は名称】弁理士法人酒井国際特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】イェレ ダイクストラ

(72)【発明者】

【氏名】ファビアン ヤニッヒ

(72)【発明者】

【氏名】トーマス フェーシング

(72)【発明者】

【氏名】ダニエル ラミン

【テーマコード（参考）】

4C160

5H770

【Ｆターム（参考）】

4C160KK03

4C160KK04

4C160KK13

4C160KK22

5H770BA20

5H770CA02

5H770CA06

5H770DA01

5H770DA11

5H770DA24

5H770DA31

5H770DA41

(57)【要約】

【課題】望ましくない干渉を回避しつつ二重起動を可能にする。
【解決手段】電気外科ジェネレータにおいて、インバータユニットは、少なくとも２つの出力ソケットのそれぞれに接続された電気外科器具を同時起動するために構成されるとともに、複数の協働するインバータセルを備える。複数のインバータセルは、第１の状態でカスケードに接続され、第２の状態で少なくとも２つのグループに分割される。少なくとも２つのグループのそれぞれは、少なくとも２つの出力ソケットのうちの１つに割り当てられ、電極線を介して前記割り当てられた出力ソケットにその生成された高周波交流電圧である出力電圧を供給し、共通制御ユニットによって生成されている同期された基準信号によって共通に制御される。
【選択図】図２

【特許請求の範囲】

【請求項1】

電気外科器具に高周波交流電圧を出力するように構成された電気外科ジェネレータであって、
前記電気外科器具の接続用の少なくとも２つの出力ソケットに供給される高周波交流電圧を生成するインバータユニットを備え、
前記インバータユニットは、前記少なくとも２つの出力ソケットのそれぞれに接続された電気外科器具を同時起動するために構成されるとともに、互いに協働する複数のインバータセルを備え、
前記複数のインバータセルは、第１の状態でカスケードに接続され、第２の状態で少なくとも２つのグループに分割され、
前記少なくとも２つのグループのそれぞれは、前記少なくとも２つの出力ソケットのうちの１つに割り当てられ、電極線を介して前記割り当てられた出力ソケットにその生成された高周波交流電圧である出力電圧を供給し、共通制御ユニットによって生成されている同期された基準信号によって共通に制御される、電気外科ジェネレータ。

【請求項2】

前記インバータユニットは、マルチレベルインバータである、請求項１に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項3】

前記基準信号は、前記出力電圧が同じ周波数を有するように同期されている、請求項１に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項4】

前記少なくとも２つのグループのうちの１つのグループの前記出力電圧は、別のグループの前記出力電圧への所定の位相シフトと同位相で同期される、請求項３に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項5】

前記出力電圧が同じ位相角を有するように、前記所定の位相シフトはゼロである、請求項４に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項6】

前記少なくとも２つのグループのうちの１つのグループの前記出力電圧は、別のグループの前記出力電圧に対して反転される、請求項４に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項7】

前記少なくとも２つのグループは、前記電極線のうちの１つである共通の中性電極を共有する、請求項１に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項8】

前記出力ソケットは、単極電気外科器具のために構成されている、請求項７に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項9】

前記少なくとも２つのグループのそれぞれは、活性電極および中性電極を有し、
前記活性電極および前記中性電極は、前記少なくとも２つのグループ間で共有されない、請求項１に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項10】

前記出力ソケットは、双極電気外科器具のために構成されている、請求項９に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項11】

前記少なくとも２つのグループのうちの１つのグループの前記出力電圧の極性は、極性インバータによって、選択的に変更される、請求項９に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項12】

前記出力ソケットの間の横流を判定するように構成された電流モニタをさらに備える、請求項１１に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項13】

前記少なくとも２つのグループのうちの少なくとも１つのグループに自動極性切替器が設けられ、前記自動極性切替器は、最小の横流を有する極性を識別するために前記電流モニタと協働するように構成されている、請求項１２に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項14】

前記自動極性切替器は、前記電流モニタと協働し、（ｉ）第１の極性状態の前記横流を判定すること、（ｉｉ）次いで前記極性を第２の極性状態に切り替え、前記第２の極性状態の前記横流を判定すること、（ｉｉｉ）前記第１および第２の極性状態の前記横流を比較すること、（ｉｖ）どの極性状態が低横流を有するかを判定すること、および（ｖ）前記低横流を有する前記極性を選択することを行う、請求項１３に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項15】

前記少なくとも２つの出力ソケットの出力された高周波交流電圧間のビート周波数を判定するように構成されたビート周波数モニタをさらに備える、請求項１に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項16】

前記ビート周波数モニタは、前記少なくとも２つのグループの間の周波数、および位相の同期性を保証するために、同期ユニットと協働する、請求項１５に記載の電気外科ジェネレータ。

【請求項17】

共有状態と非共有状態との間で前記中性電極を選択的に変更するように構成されたスイッチング装置をさらに備える、請求項７に記載の電気外科ジェネレータ。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、少なくとも１つの電気外科器具に高周波交流電圧を出力するように構成された電気外科ジェネレータに関する。電気外科ジェネレータは、電気外科器具の同時接続のために構成された少なくとも２つの出力ソケットに供給される高周波交流電圧を生成するインバータユニットを備える。

【背景技術】

【0002】

電気外科手術または高周波外科手術では、人体の組織に高周波交流電流を印加するために、電気メスなどの電気外科器具が使用される。通常、約２００ｋＨｚから最大４，０００ｋＨｚまでの無線周波数範囲の高周波が使用される。これは、組織の局所的加熱をもたらす。これにより、組織は熱によって切断または断裂され、組織は熱切除によって除去される。これの主な利点は、影響を受けた血管を閉じることによって切断が行われるのと同時に出血を止めることができ、凝固などの他の用途に電気外科器具を使用することができることである。異なる種類の用途は、異なる電気外科器具を必要とする。

【0003】

いくつかの用途では、２つ以上、特に２つの電気外科器具を同時に利用して手術タスクを実行することが必要とされ得る（二重起動）。これを実現可能にするために、各電気外科器具に１つずつ、別々の電気外科ジェネレータが使用され得る。直面する典型的な問題は、電気外科ジェネレータによって生成された高電圧の出力の間に干渉が発生し得ることである。このような干渉は、２つの周波数が互いに近接しているが完全に一致していない場合に音場で遭遇するような現象と同様の望ましくない低周波ビートを含み得る。このような低周波ビートは、電気外科器具の安定した動作条件に有害である。これは、２つの異なる電気外科ジェネレータが使用される場合に特に当てはまるが、二重出力段およびインバータを有する単一の電気外科ジェネレータが採用され、これによって電気外科器具の二重起動を可能にする場合にも遭遇する可能性がある。しかしながら、望ましくない干渉を回避することは、依然として困難である。

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0004】

したがって、本発明の目的は、望ましくない干渉を回避しつつ二重起動を可能にする、改善された電気外科ジェネレータを提供することである。

【課題を解決するための手段】

【0005】

本発明による解決策は、独立請求項の特徴による電気外科ジェネレータにある。有利な発展形態は、従属請求項の主題である。

【0006】

電気外科器具に高周波交流電圧を出力するように構成された電気外科ジェネレータであって、電気外科器具の接続用の少なくとも２つの出力ソケットに供給される高周波交流電圧を生成するインバータユニットを備え、インバータユニットは、少なくとも２つの出力ソケットのそれぞれに接続された電気外科器具を同時起動するために構成されるとともに、互いに協働する複数のインバータセルを備えることが本発明によって提供され、前記複数のインバータセルは、第１の状態でカスケードに接続され、第２の状態で少なくとも２つのグループに分割され、各グループは、少なくとも２つの出力ソケットのうちの１つに割り当てられ、電極線を介して前記割り当てられた出力ソケットにその生成された高周波交流電圧である出力電圧を供給し、共通制御ユニットによって生成されている同期された基準信号によって共通に制御される。

【0007】

最新の電気外科ジェネレータは、複数のインバータセルを備えるインバータを採用する。インバータセルは通常、電気外科器具に供給するために必要とされる高ＨＦ電圧を提供するために、直列に接続される。このようなインバータを備える電気外科ジェネレータは、独国特許出願公開第１０２０２１１２２２８２号明細書として出願された出願人の未公開特許出願の主題である。これにより、高周波交流電圧のより効率的な多用途向けの生成を可能にする。特に、生成された高周波交流電圧は、インバータセルを制御するために使用される基準信号によって決定され、これにより、生成されたＡＣ電圧の周波数、位相、および任意選択的に形状にも関する正の制御を提供する。

【0008】

以下では、本発明の文脈内で使用されるいくつかの表現を説明する。

【0009】

インバータユニットは、出力ソケットに接続される電気外科器具に実際の高周波交流電圧出力を提供するための装置である。インバータユニットは、電気外科器具に必要な高周波高電圧を供給するために互いに接続された複数のインバータセルを備える。インバータユニットによって生成された高周波交流電圧の周波数、位相、および通常は振幅も、コントローラユニットによって使用されるような基準信号によって制御される。

【0010】

本出願の文脈において、「高周波」という用語は、電気外科ジェネレータのインバータによって生成された２００ｋＨｚから４０００ｋＨｚの無線周波数範囲の周波数に関する。しかしながら、超音波器具を駆動することができる電気外科ジェネレータでは、「高周波」という用語は、２０ｋＨｚから２００ｋＨｚ（超音波外科ジェネレータ）の範囲の超音波周波数範囲にも関する。高周波交流電圧は、典型的には高電圧である。本特許の文脈において、高電圧は、特に最大１０ｋＶ、好ましくは最大４０００ボルト、さらに好ましくは１００ボルト超の高電圧範囲の振幅を有すると見なされる。

【0011】

本発明は、積層マルチセルインバータとして構成されているインバータを採用することで、複数のインバータセルを少なくとも２つの異なるグループに意図的に分割することを可能にし、１つのグループは各々１つの出力を供給するという事実を利用する。複数のインバータセル、ひいては異なるグループは共通の制御下にあり、これにより、異なるグループの同期および各グループによって提供される高電圧出力を可能にする。したがって、両方の出力を効果的に同期させることで、望ましくない干渉パターンを回避する。その結果、従来のアプローチを採用することによって２つ以上の電気外科器具の共通起動に悪影響を及ぼした低周波ビートを効果的に除去することができる。これにより、電気外科器具の熱エネルギーおよび切断力をはるかに良好に制御することができ、これによって電気外科器具を用いて外科医によって行われる作業の品質を高めることができる。

【0012】

さらに、共通制御下で異なるグループに分割されたセルを有するマルチセル技術を使用するインバータを採用することで、様々な負荷条件下でも周波数が安定するという利点をさらにもたらす。これはいずれの出力にも適用され、これによって困難な条件でも、特に、ただし限定的ではないが、電気インピーダンスが大きく変化する場合に異種組織が治療される状況でもこれらを同期したままにする。従来、これはしばしば周波数偏差、したがって制御されないビート周波数をもたらし、電気外科手術の品質に悪影響を及ぼす。インバータセルのグループの同期制御により、これの全てを効果的に回避することができる。

【0013】

したがって、本発明は、危険な状態を低減し、手術の品質を向上させるという患者の少なくとも２つの主な利点を達成する。

【0014】

好ましくは、インバータユニットは、マルチレベルインバータである。これにより、かなり細かい電圧ステッピングで複数の電圧レベルを生成することができる。これにより、ＡＣ電圧のより制御された生成が可能になる。

【0015】

有利には、基準信号は、出力電圧が同じ周波数を有するように同期されている。インバータセルのグループにこのように同期された基準信号を提供することによって、インバータセルのグループによって生成された電圧もまた同期することが保証される。このような同期周波数は、あるグループによって生成された高周波交流電圧と別のグループによって生成された高周波交流電圧との間には周波数の差がないという利点をもたらす。両方の波形が全く同じ周波数を有する場合、任意の低周波干渉パターンを効果的に回避することができる。特に、周波数が同じであることにより、定義により（後にビート周波数を決定する）周波数差の存在を必要とする低ビート状態を作り出すリスクがない。

【0016】

さらに好ましくは、あるグループの出力電圧は、別のグループの出力電圧への所定の位相シフトと同位相で同期される。これにより、あるグループの出力電圧と別のグループの出力電圧との間で、周波数が同期するだけでなく、位相も同期する。異なるグループの出力電圧が同じ周波数および同じ位相を有するように、所定の位相シフトはゼロであってもよい。しかしながら、これは必ずしもそうとは限らず、別の好適なオプションは、１８０°の位相シフト、すなわち逆極性を有することである。これにより、出力電圧を、別のグループの出力電圧に対して反転させることができる。驚くべきことに、逆極性が干渉特性の改善をもたらす特定の状況がある。

【0017】

有利な実施形態では、少なくとも２つのグループが電極線のうちの１つを共有し、特にこれらは共通の中性電極を共有する。これにより、患者の身体に取り付けられる電極の数を削減することができる。共通の中性電極である場合には、これらの器具が同じ中性電位を有し、これによってその中性電位での望ましくない横流を回避することが保証される。

【0018】

好ましくは、出力ソケットは、単極電気外科器具のために構成される。これにより、２つの単極電気外科器具にＨＦ電力を供給することができ、好ましくは共有中性電極が使用される。このような構成は、患者の身体に１つの追加電極を必要とするだけでありながら、両方の単極電気外科器具の二重の独立した起動を可能にするので、有益である。

【0019】

好適な代替の実施形態では、各グループは、それ自体の電極、特に活性および中性電極を有し、これらのいずれも別のグループと共有されない。これにより、取り付けられた電気外科器具は、その各々がそれ自体の戻り（中性）電極を有するので、より独立するようになる。好適なガルバニック絶縁を提供することが、さらに可能である。これにより、別のグループの電気外科器具に対してあるグループの電気外科器具のより独立した取り付けが可能になる。

【0020】

特に有利な実施形態では、出力ソケットは、双極電気外科器具のために構成される。これにより、双極電気外科器具の二重起動を達成することができる。しかしながら、両方の電気外科器具が完全にガルバニック絶縁されたとしても、２つの電気外科器具の間に閉ループを形成する患者の身体の組織に起因して、電気外科器具間に横流が流れる場合がある。横流の振幅は、電気外科器具に供給される電圧の相対極性に依存することが見出された。驚くべきことに、横流の最小化は、グループのうちの１つの出力電圧の極性を選択的に変更することによって達成することができる。これにより、かなり簡単な手段で、望ましくない横流を低減することができる。

【0021】

好適な実施形態では、出力ソケット間の横流を判定するように構成された電流モニタをさらに備える。これにより、横流がいつ発生するかを検出することができる。これは、例えば、横流が過剰にならないことを監視するために制御ユニットによって採用することができ、したがって、保護機能を実現することができる。

【0022】

有利には、グループのうちの少なくとも１つに自動極性切替器が設けられ、自動極性切替器は、最小の横流を有する極性を識別するために電流モニタと協働するように構成される。これにより、横流が最小化されるような極性の選択が可能になり、したがって、望ましくない干渉を抑制することができる。好適な実施形態では、自動極性切替器は、電流モニタと協働し、（ｉ）第１の極性状態の横流を判定すること、（ｉｉ）次いで極性を第２の極性状態に切り替え、第２の極性状態の横流を判定すること、（ｉｉｉ）第１および第２の極性状態の横流を比較すること、（ｉｖ）どの極性状態が低横流を有するかを判定すること、および（ｖ）低横流を有する極性を選択することを行う。これは、出力電圧のうちの少なくとも１つの極性が、横流、ひいては干渉を最小化することなどのために選択されるように、手動で、または好ましくは自動で実行することができる。自動極性切替器の主な利点は、低横流シナリオを維持するために自動的に追跡し、したがって二重起動された電気外科器具の実用性の貴重な後押しを提供することである。

【0023】

好ましくは、少なくとも２つの出力ソケットの出力された高周波交流電圧間のビート周波数を判定するように構成されたビート周波数モニタをさらに備える。これにより、周波数同期が達成および維持されるか否か、ならびに出力ソケットに取り付けられた少なくとも２つの電気外科器具が安全に動作できるか否かを監視することができる。ビート周波数が発生した場合、これは周波数同期を再調整する必要があるという指標である。この目的のために、ビート周波数モニタは、好ましくは、少なくとも２つのグループの間の周波数、および好ましくは位相の同期性を保証するために、同期ユニット、好ましくはＰＬＬ回路と協働する。これにより、周波数に関する同期性、および該当する場合には位相の同期性も、維持することができる。

【0024】

有利な実施形態では、共有状態と非共有状態との間で電極、特に中性電極を選択的に変更するように構成されたスイッチング装置をさらに備える。これにより、必要に応じて構成を迅速に変更することが可能になる。動作に必要な場合、または特に単極電気外科器具の場合、中性電極は共有状態に切り替えられてもよい。しかしながら、他の構成、特に限定的ではないが双極電気外科器具の使用において、より独立した動作のために中性電極および非共有状態を有することが有益であり得る。

【0025】

本発明は、有利な実施形態を示す添付の図面と併せて、例によって以下により詳細に説明される。

【図面の簡単な説明】

【0026】

【図1】２つの取り付けられた電気外科器具を有する電気外科ジェネレータの正面図である。

【図2】２つの出力ソケットを含む電気外科ジェネレータの概略機能図である。

【図3A】グループに分割された第１の状態の複数の逆セルを示す。

【図3B】グループに分割された第２の状態の複数の逆セルを示す。

【図4】２つのインバータセルの内部構成を示す図である。

【図5A】単極電気外科器具の等価回路図を示す図である。

【図5B】単極電気外科器具の電流を示す図である。

【図6A】双極電気外科器具の等価回路図を示す図である。

【図6B】双極電気外科器具の電流を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0027】

本発明の例示的な実施形態による電気外科ジェネレータが図１に示されている。全体として参照番号１で識別される電気外科ジェネレータは、電気外科器具１９、１９’の接続用の少なくとも２つの出力ソケット１７、１７’（および任意選択的に出力ソケット１７”）を有するハウジング１１を備える。電源ケーブル１３には、建物内のＡＣ主電源のような電力網、または車両もしくは移動病院内の１２ボルトもしくは２４ボルト電池のようなオフグリッド電気エネルギー源であり得る電力源（図示せず）への接続のためのプラグ１２が設けられている。さらに、タッチスクリーンであってもよいディスプレイ１５を備えるユーザインターフェース１４が提供されてもよく、またはユーザによる入力のためにノブ１６、１６’が存在してもよい。

【0028】

電気外科器具１９は、電気外科器具１９用の高周波交流電圧を供給するために、出力ソケット１７に差し込まれるプラグ１８を有するケーブルを備える。これは、そのプラグ１８’によって出力ソケット１７’に接続される他の電気外科器具１９’に関しても同様に当てはまる。

【0029】

図２は、電気外科ジェネレータの概略機能図を示す。電力は、電源ケーブル１３によって電気外科ジェネレータ１の電源ユニット３に供給される。電源ユニット３は、図示される実施形態のＤＣ電力で、電力を電気外科ジェネレータ１の様々な構成要素、ユニット、およびモジュールに供給する。特に、これは、ＤＣバス３０を介して高周波交流電圧を生成するように構成されたインバータユニット４に電力を供給し、前記高周波交流電圧は、フィルタ３６、昇圧変圧器３７、ならびに電圧および電流測定のためのセンサ装置３８を介してプラグインされた電気外科器具１９に供給するための出力ソケット１７に供給される。高電圧は、通常、数キロボルトの範囲内であるが、数１０ボルトから４０００ボルトまでの範囲内の振幅を有してもよい。さらに、インバータユニット４には、フィルタ３６’、昇圧変圧器３７’、およびセンサ装置３８’を介して出力ソケット１７’に同様に電圧を出力するための第２の分岐が設けられている。

【0030】

インバータユニット４の動作は、ユーザが電気外科ジェネレータ１の動作の指示およびコマンドを発行することができるように、ユーザインターフェース１４に接続されたマスタコントローラ２によって管理される。マスタコントローラ２は、対応する制御信号を生成し、これらの命令およびコマンドに従って、電気外科ジェネレータ１の関連する構成要素、ユニット、およびモジュールを管理する。特に、マスタコントローラ２は、インバータユニット４のインバータセルを制御する共通制御ユニット６にコマンド信号を提供し、図示される例示的な実施形態では、４つのインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４が設けられている。生成された高周波交流電圧は、インバータユニット４によって、活性電極３３および中性電極３４を備える２つの電極線に出力され、フィルタ３６、昇圧変圧器３７、およびセンサ装置３８を介して出力ソケット１７に至る。同様に、第２の高周波交流電圧は、インバータユニット４によって生成され、活性電極３３’および中性電極３４’を備える２つの電極線によって供給され、フィルタ３６’、昇圧変圧器３７’、およびセンサ装置３８’を介して出力ソケット１７’に至る。

【0031】

インバータユニット４による高周波交流電圧の生成、および出力ソケット１７または場合により出力ソケット１７、１７’への供給については、図２および図３Ａ、図３Ｂを参照して以下に説明される。図示されるように、インバータユニット４は、共通制御ユニット６によって駆動される複数のインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４を備える。インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４は、電源ユニット３からのＤＣ電圧、図示の場合には４８ＶのＤＣ電圧が供給されている。このＤＣ電圧は、インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４の全てに供給される。インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４には、共通制御ユニット６によって生成され、信号線６０によってインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４に搬送される基準信号が提供される。

【0032】

インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４は、選択的に接続することができる。図３Ａに示されるように、第１の状態では、インバータセルは、積層インバータセル構成を形成するために直列に接続される。インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４の各々に対して、例えば４８ボルトのＤＣ電圧が電源ユニット３によって供給され、共通制御ユニット６から線６０によって供給されて個々のインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４に直接、または（閉じた）グループスイッチ５６を介して転送される基準信号がこれらに印加される。これらの直列構成により、インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４の各々の出力電圧は、全てのインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４の出力電圧の合計に等しい共通の出力電圧Ｖｏｕｔを形成するために、互いに加算される。これは第１の状態にあると見なされ、インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４は、マルチレベルインバータを形成するような方法で協働する。

【0033】

図４には、インバータセル５－１、５－２、およびそれらの協働の詳細図が示されている。インバータセル５－１および５－２はカスケードに配置され、図４の左側の端に示されるように、両方とも電源ユニット３から例示的な４８Ｖの同じＤＣ電圧が供給されている。さらに安定用コンデンサ３２が提供される。これにより、２つのインバータセル５－１および５－２には安定したＤＣ電圧が供給される。インバータセル５－１および５－２の各々は、電流弁として動作し、Ｈブリッジ構成で配置された４つの電力スイッチ５１～５４を備える。電力スイッチ５１～５４は、例えばＩＧＢＴ、ＭＯＳＦＥＴ、またはＧａＮＦＥＴとして構成されたパワー半導体スイッチである。電力スイッチ５１、５３は、直列に接続されて第１の分岐を形成し、電力スイッチ５２、５４も同様に、直列に接続されて第２の分岐を形成する。２つの分岐の中心タップは、外に案内され、変圧器５５の一次巻線の両端に接続される。変圧器５５は、それぞれのインバータセル５－１および５－２の出力として機能する二次巻線を備える。２つの電力スイッチ５１、５３は、共通の信号Ｃ１．ａによって駆動され、電力スイッチ５３に供給される信号は、反転形態で提供される。第２の分岐の２つの電力スイッチ５２、５４も同様に、電流信号Ｃ１．ｂによって駆動され、信号は電力スイッチ５２に反転形態で供給される。信号Ｃ１．ａおよびＣ１．ｂは、それ自体既知の方法で生成される。動作は以下の通りである：Ｃ１．ａのＨＩＧＨ信号の場合、電力スイッチ５１はオン状態になり、電力スイッチ５３はオフ状態になり、すなわち第１の電力分岐は、変圧器５５の上部接続部に、最終的には活性電極３３に、正電位を印加する。したがって、Ｃ１．ｂのＨＩＧＨ信号の場合、電力スイッチ５４はオン状態になり、電力スイッチ５２はオフ状態になる。したがって、第２の電力分岐は、変圧器５５の下部接続部に、最終的には中性電極３４に、負電位を印加する。

【0034】

ここで図３Ａに戻ると、従来の方法で直列に接続されたインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４を有する第１の状態が示されている。基準信号は、線６０によって供給され、インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４に分配される。

【0035】

本発明によれば、インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４が少なくとも２つのグループに分割されている、選択可能な第２の状態がある。これは図３Ｂに示されており、２つのグループＩ、ＩＩが描かれている。グループＩ、ＩＩは、第１のグループスイッチ５６によって基準信号に関して、ならびに第２のグループスイッチ５７によって出力電圧に関して、互いに絶縁することができる。各グループＩ、ＩＩは、電極線を介してそれぞれの出力ソケット１７、１７’に供給される出力電圧Ｖｏｕｔ Ｉ、Ｖｏｕｔ ＩＩを生成する。共通制御ユニット６によって供給されている基準信号は、信号線６０を介して第１のグループＩのインバータセル５－１、５－２に搬送され、第２のグループＩＩのインバータセル５－３、５－４のための基準信号は、信号線６０’を介して共通制御ユニット６によって供給される。共通制御ユニット６により、第２のグループＩＩのインバータセル５－３、５－４に供給される基準信号は第１のグループＩのインバータセル５－１、５－２に供給される基準信号と同じ周波数を有するが、異なる極性または図示のように逆極性を有してもよい。

【0036】

言い換えると、複数のインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４は２つのグループに分割され、第１のグループＩは、第１の出力ソケット１７に供給されている第１の出力電圧Ｖｏｕｔ Ｉを生成するインバータセル５－１、５－２を備える。同様に、第２のグループＩＩは、第２の出力ソケット１７’に供給されている第２の出力電圧Ｖｏｕｔ ＩＩを生成するインバータセル５－３、５－４を備える。これにより、互いに独立して同時に使用することができる（二重起動）出力ソケット１７、１７’およびそれぞれの電気外科器具１９、１９’のいずれかに自身の出力電圧を供給することができる。第１のグループＩのインバータセル５－１、５－２の動作は、線６０を介して搬送される基準信号によって制御され、第２のグループＩＩのインバータセル５－３、５－４の動作は、線６０を介して搬送される基準信号と同じ周波数を有する線６０’を介して搬送される基準信号によって制御される。

【0037】

インバータユニット４およびインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４は、共通制御ユニット６によって制御されている。共通制御ユニット６は、マスタコントローラ２と通信し、マスタコントローラ２によって発行された指示およびコマンドに従って動作する。共通制御ユニット６は、インバータユニット４を駆動するための基準信号を生成するように構成された基準信号発生器６１を備える。基準信号は、特に、インバータユニットおよびそのインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４によって生成された高周波交流電圧の周波数、位相、および通常は振幅も決定する。

【0038】

さらに、共通制御ユニット６は、同期ユニット６２および位相シフトユニット６３を備える。同期ユニット６２は、インバータセル５－３、５－４の第２のグループＩＩに供給される基準信号６０’の周波数をインバータセル５－１、５－２の第１のグループＩに供給される基準信号６０の周波数に同期させるように構成される。これにより、インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４のグループＩ、ＩＩは、周波数差が実現されないように同じ周波数で駆動され、結果としてビート周波数が発生しないことが保証される。この状態を検証するために、ビート周波数を判定するように構成され、同期性、特に周波数同期性を保証するなど、同期ユニット６２と相互作用するビート周波数モニタ６６が提供される。

【0039】

同様に、位相シフトユニット６３は、基準信号６０、６０’が所定の位相シフトを有するように、基準信号６０、６０’の一方の位相を調整する。位相シフトは、ユーザおよび／またはマスタコントローラ２のいずれかによって事前に選択可能である。多くの場合、基準信号６０、６０’が同じ周波数のみならず同じ位相も有するように、この所定の位相シフトはゼロとなる。さらに、基準信号６０に対して基準信号６０’を反転することが望ましい場合があり得る。この目的のために、極性インバータ６５が共通制御ユニット６に設けられ、好ましくは第２のグループＩＩの基準信号６０’を反転する。

【0040】

さらに、共通制御ユニット６は状態スイッチ６４を備える。これは、インバータが、全てのインバータセル５－１、５－２、５－３、５－４を従来の方法で均一に動作させる第１の状態から、インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４がグループに分割される第２の状態に変化するときに起動される。第２の状態に入ると、状態スイッチ６４は、インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４のグループ間の接続を絶縁するためにグループスイッチ５６、５７を動作させ、これにより、グループＩ、ＩＩが独立して動作することを可能にする。グループスイッチ５６の動作は、グループＩ、ＩＩの両方の独立した制御を可能にするために必須である。第２のグループスイッチ５７の動作は、グループＩ、ＩＩの両方の電極が互いにガルバニック絶縁されるか否か、またはこれらが共有電極、典型的には図３Ｂの一点鎖線で示されるように共有中性電極を有するか否かに応じて、任意選択的である。

【0041】

単極電気外科器具の等価回路図および電流を示す図５Ａ、図５Ｂを参照する。これは、第２の状態構成におけるインバータユニット４を有する電気外科ジェネレータ１の動作に関する。インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４は２つのグループＩ、ＩＩに分割され、電気外科器具１９に供給するグループＩによって提供される出力電圧は、参照符号「Ｉ」で示される電圧源として記号化され、電気外科器具１９’に供給するグループＩＩによって提供される出力電圧は、参照符号「ＩＩ」で示される電圧源として記号化される。電気外科器具１９、１９’を取り囲む身体組織は、それぞれインピーダンスＺｉｎｓｔｒ１、Ｚｉｎｓｔｒ２によって記号化されている。さらに、両方の単極電気外科器具は、共通の中性電極経路の抵抗Ｒｃｏｍによって記号化されている共通の中性電極を共有する。

【0042】

図５Ｂにおいて、振動曲線は従来技術に関する。これは、電気外科器具１９を通って（Ｚｉｎｓｔｒ１を通って）流れる電流を示す。従来技術で起こるように、両方の電気外科器具１９、１９’の電圧源はわずかな周波数差を有し、図示の場合、約３％である。振動曲線の変動する振幅は、前記電気外科器具１９を流れる電流の望ましくない変調が起こることを示す、結果的なビート周波数を表す。これは、電気外科器具１９の確実な動作に悪影響を及ぼす。本発明に従ってグループＩ、ＩＩの出力電圧の周波数を同期させ、極性インバータ６５によってグループのうちの１つの基準信号を反転することにより、周波数差がなくなり、したがってビート周波数が発生しない。さらに、前記反転により、事実上、インピーダンスＲｃｏｍによって記号化される、共通電極を通って流れる電流ＩＲｃｏｍが常にゼロになるように（図５Ｂの０ｍＡにおける直線）、両方の電気外科器具１９、１９’を通る電流が相殺される。これにより、両方の電気外科器具１９、１９’のはるかになめらかな動作が可能になり、共通の身体電極を通って流れる電流をさらに中和し、患者の身体上の電流歪みをさらに低減する。

【0043】

ここで、双極電気外科器具の等価回路図および電流を示す図６Ａ、図６Ｂを参照する。図５Ａ、図５Ｂのシナリオと同様に、これは、第２の状態構成におけるインバータユニット４を有する電気外科ジェネレータ１の動作に関する。インバータセル５－１、５－２、５－３、５－４は２つのグループＩ、ＩＩに分割され、電気外科器具１９に供給するグループＩによって提供される出力電圧は、参照符号「Ｉ」で示される電圧源として記号化され、電気外科器具１９’に供給するグループＩＩによって提供される出力電圧は、参照符号「ＩＩ」で示される電圧源として記号化される。電気外科器具１９、１９’を取り囲む身体組織は、それぞれインピーダンスＺｉｎｓｔｒ１、Ｚｉｎｓｔｒ２によって記号化されている。横流は、両方の電気外科器具１９、１９’の位置の間で患者の身体を通って流れることができ、それぞれのインピーダンスは、図６ＡのインピーダンスＲｂｏｄｙによって記号化される。

【0044】

図５Ｂと同様に、図６Ｂでは、大きな振動曲線は従来技術に関する。これは、上部のＲｂｏｄｙインピーダンスにおいて患者の身体を通って流れる望ましくない電流を示す。ここでも、従来技術で起こるように、両方の電気外科器具１９、１９’の電圧源はわずかな周波数差を有し、図示の場合、約３％である。その変動する振幅を有する大きな振動曲線は、患者の身体が、２つの電気外科器具１９、１９’の部位の間でかなりの横流を受けることを示す結果的なビート周波数を表し、さらに悪いことに、この望ましくない横流は、ビート周波数によって変調される。本発明による両方のグループＩ、ＩＩを全く同じ周波数に同期させることにより、周波数差は存在せず、変調は発生せず、最終的に、ビート周波数は存在しなくなる。これは、患者の身体を通って流れる横流の大きさを実質的に低減するという追加のプラスの効果を有し、低くなることに加えて、横流は一定であり、もはや変調しない。その結果、患者の身体に影響を及ぼす歪みが大幅に低減される。

【0045】

残りの横流の振幅が影響を受ける可能性があることに留意されたい。この目的のために、いずれかの出力ソケット１７、１７’のセンサ装置３８、３８’に接続される横流モニタ６７が提供される。測定値を使用して、横流モニタ６７は、患者の身体を通って流れる横流を判定するように構成される。横流モニタ６７は、共通制御ユニット６の自動極性切替器６９と協働する。極性インバータ６５を使用して極性を切り替え、極性インバータ６５を関与させる場合とさせない場合とで流れる横流を比較することにより、どの極性において横流の結果が低いままであるかが判定される。したがって、自動極性切替器６９は、低横流が得られるように極性反転を設定する。これは、電気外科器具１９が使用される実際の位置に応じて動的に変動し得るため、Ｒｂｏｄｙの変動に応じて状況は頻繁かつ急速に変化し得る。自動極性切替器６９は、これを自動的に追跡し、したがって二重起動された電気外科器具の実用性の貴重な後押しを提供する。

【符号の説明】

【0046】

１ 電気外科ジェネレータ
２ マスタコントローラ
３ 電源ユニット
４ インバータユニット
５－１～５－４ インバータセル
６ 共通制御ユニット
１１ ハウジング
１２ プラグ
１３ 電源ケーブル
１４ ユーザインターフェース
１５ ディスプレイ
１６，１６’ ノブ
１７，１７’，１７’’ 出力ソケット
１８，１８’ プラグ
１９，１９’ 電気外科器具
３０ ＤＣバス
３２ 安定用コンデンサ
３３，３３’ 活性電極
３４，３４’ 中性電極
３６，３６’ フィルタ
３７，３７’ 昇圧変圧器
３８，３８’ センサ装置
５１～５４ 電力スイッチ
５５ 変圧器
５６ 第１のグループスイッチ
５７ 第２のグループスイッチ
６０，６０’ 基準信号（信号線）
６１ 基準信号発生器
６２ 同期ユニット
６３ 位相シフトユニット
６４ 状態スイッチ
６５ 極性インバータ
６６ ビート周波数モニタ
６７ 横流モニタ
６９ 自動極性切替器
Ｉ 第１のグループ
ＩＩ 第２のグループ

【図1】

【図2】

【図3A】

【図3B】

【図4】

【図5A】

【図5B】

【図6A】

【図6B】