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技術 ソフト生成器

出願人 エルベエレクトロメディツィンゲーエムベーハー
発明者 シャル,ハイコアイゼレ,フローリアン
出願日 2009年8月13日 (11年4ヶ月経過) 出願番号 2011-525430
公開日 2012年1月26日 (8年10ヶ月経過) 公開番号 2012-501697
状態 特許登録済
技術分野 手術用機器
主要キーワード 正弦入力 ダミー要素 関連負荷 フィルタ負荷 出力導線 技術的開発 医療用電気機器 計測変数
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図面 (13)

課題・解決手段

本発明は、高効率の出力を生成するためのHF手術生成器(1)に関し、該生成器は、HFパワーを生成するための第1ステージ(2)を有し、該ステージは第2ステージ(3)に連結され、第2ステージ(3)は、入力(A,B)および出力(C,D)を有し、直列共振回路(4)は、第2ステージ(3)の入力(A,B)および出力(C,D)の間に位置する。広い負荷抵抗範囲にわたる共振において動作可能であり、また、良好なEMC特性を有するHF生成器(1)を作成するために、インダクタ(Lp)が入力(A,B)へ並列に接続され、キャパシタ(Cp)が出力(C,D)へ並列に接続される。

概要

背景

近年のHF手術の一定の発展は、接触凝固腫瘍活力喪失)のための手順、(水中の)組織の分割および(水中の)組織の蒸散のための方法につながる。高連続出力および高出力および/または長アクティブ化時間を備えて動作するHF生成器は、これらの手順を実行するために利用される。同時に、一方で、たとえば患者監視または診断のための他の医療用電気機器との干渉があるため、利用されるHF生成器の電磁両立性EMC)における要求は増加している。結果的に、それにもかかわらず要求される高いHF出力を達成するような、HF生成器の固有の干渉耐性のために必要な対策は、相当な技術的開発努力によってのみ実現可能である。

スイッチトモードで電力半導体(power semiconductors)によって供給されるHFパワーの生成のための、直列および/または並列共振回路を含む回路配置が従来技術として知られている。HF生成器の出力特性のための重大な要素は、電源供給ユニット(任意の閉ループ制御システムを含む)の性質と同時に、閉ループ制御回路に合わせて可変な制御を果たすこともできる、これらの共振回路の設計、およびこれらが供給される方法にある。同時に、そのような共振回路の共振周波数および入力抵抗、したがって変換率は、基本的に負荷抵抗に依存する。共振回路を備えるHF生成器を実現するための従来の回路配置において、直列および並列の共振回路は、上記の他の各負荷抵抗範囲と相互に作用するため、共振は、動作モードに依存する特定の周波数により分けられる。しかしながら、要求される高パワー出力を達成するためには、好ましくないほど高い電源供給ユニット電流が必要である。これは一方で、HF生成器の効率に悪影響を与え、他方でHF生成器の非正弦入力電流による動作を招来し、HF生成器のEMC特性もまた悪化する。

図4aおよび図5aは、HFパワー出力の生成に利用されるような従来の共振回路の異なる構成を示す。これらの場合において、負荷抵抗とは無関係の追加のインピーダンス変換のための構造Lp,L2を利用した(漏出変圧器一体化することも可能である。

図4b,cおよび図5cは、各構成における、共振周波数frの曲線フィルタ負荷抵抗RE、および最大出力Pa,maxおよび出力電圧Ua,maxを負荷抵抗RLの関数として示す図である。後者の両方は、さらに供給の種類に依存する。

この場合、対応する共振周波数の矩形波電圧の提供、および最大出力電圧U0を備える電源供給ユニット、および最大出力電流I0が想定される。これらの条件下において、最適な負荷抵抗Ropt=U0/I0は、最適なフィルタ入力負荷REopt=8/pi^2*Roptに変換される。

電源供給ユニットは、電流制限RE<REopt、電圧制限RE>REoptで動作する。理想的な共振回路の性質に対応して、フィルタ直列共振回路(SRC)または並列共振回路(PRC)のように機能する共振点を、直列共振(SR)または並列共振(PR)として示される。図4b,cおよび図5b,cは、直列共振を破線により、並列共振を実線により表す。

さらに、図4bおよび図5bのそれぞれは、フィルタのためのすべての可能な共振点を示すが、それぞれの場合において選択される周波数フィードバックの種類に伴い実際に起こる動作周波数だけは、実線で表される。図4Cおよび図5Cにおいて、これらの周波数のためだけに示される、フィルタ入力負荷REは実線で、最大出力Pa,maxは破線で、最大ピーク出力電圧Ua,maxは鎖線で表される。

個々の共振回路、Q1=1/RL*sqrt(L1/C1),Q2=1/RL*sqrt(L2/C2)およびQp=RL*sqrt(Cp/Lp)における負荷接続時の特性は、曲線の形を特徴付けるために有効である。

負荷抵抗R0において起こる共振曲線分岐は、図4bにおいてQp=Q2から、図5bにおいてQp=Q1+Q2から現れる。ここに示されるように、分岐はしたがって個々の共振回路の共振周波数が一致する場合の正確な点において起こる。

図4aは、入力A,BにおいてキャパシタCpおよびインダクタLpを含む並列共振回路(PRC)、および、インダクタL2およびキャパシタC2を有する直列共振回路、および出力C、Dにおいて負荷RLを有する、出力を生成する従来技術の共振回路を示す。この構成は、一般的に利用される電圧源との組み合わせの場合、プロセスにおいて非正弦波的な入力電流が発生するため、高HF出力および好適なレベル効率の要求を満たすためには不適当である。電流源の使用によって、状況は適切に治癒されるであろうが、電源を利用しての電流供給は、比較的複雑である。

図4bからも明らかなように、並列共振回路PRCおよび出力直列共振回路SRCが互いに影響し合うため、小さな負荷抵抗のための共振周波数は分岐する。結果として、負荷抵抗が減少するにつれて、共振周波数が増加する。

図5aは、入力A,BにおいてインダクタL1およびキャパシタC1を含む直列共振回路SRC、キャパシタCpおよびインダクタLpを有する並列共振回路PRC、出力C,DにおいてインダクタL2およびキャパシタC2および負荷RLを有する直列共振回路SRCを有する、出力を生成する従来技術の共振回路を示す。

この回路構成電圧供給に対しては適しているが、入力SRCおよびPRCが相互に作用するため、図5bから明らかなように、結果として直列共振が大きな負荷抵抗に対して大幅に分岐およびシフトし、同時に、入力抵抗として小さな値を想定するため、所望の出力を達成するためには好ましくない大きな電源供給電流が必要になるという欠点を有する。これを防止するために、並列共振に切り替えることが必要である。しかしながら、これは、非正弦入力電流を伴う動作モードとなり、回路のEMC特性へ悪影響を与える。

上記のような欠点を最小化する従来の既知の方法は、したがって、応用にしたがった電流または電圧供給を備えたHF生成器の回路配置を提供することを含む。しかしながら、これを実現するために要求される回路工学はしばしば複雑である。

概要

本発明は、高効率の出力を生成するためのHF手術生成器(1)に関し、該生成器は、HFパワーを生成するための第1ステージ(2)を有し、該ステージは第2ステージ(3)に連結され、第2ステージ(3)は、入力(A,B)および出力(C,D)を有し、直列共振回路(4)は、第2ステージ(3)の入力(A,B)および出力(C,D)の間に位置する。広い負荷抵抗範囲にわたる共振において動作可能であり、また、良好なEMC特性を有するHF生成器(1)を作成するために、インダクタ(Lp)が入力(A,B)へ並列に接続され、キャパシタ(Cp)が出力(C,D)へ並列に接続される。

目的

上記のような欠点を最小化する従来の既知の方法は、したがって、応用にしたがった電流または電圧供給を備えたHF生成器の回路配置を提供する

効果

実績

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請求項1

HFパワーを生成するための第1ステージ(2)を有し、該ステージは第2ステージ(3)に連結され、第2ステージ(3)は、入力(A,B)および出力(C,D)を有し、直列共振回路(4)が、第2ステージ(3)の入力(A,B)および出力(C,D)の間に位置する、高効率の出力を生成するためのHF手術生成器(1)であって、HF生成器(1)が、広い負荷抵抗範囲にわたる共振において動作可能となるように、インダクタ(Lp)が入力(A,B)へ並列に接続され、キャパシタ(Cp)が出力(C,D)へ並列に接続されることを特徴とする前記HF手術生成器。

請求項2

出力キャパシタ(Cp)が、直列共振回路(4)のキャパシタ(C2)の容量と比べて高い容量を有する、請求項1に記載のHF手術生成器(1)。

請求項3

第1ステージ(2)が方形波電圧を生成し、その位相位置は、第2ステージ(3)の入力(A,B)に流れ込む入力電流(5)と同期する、請求項1または2に記載のHF手術生成器(1)。

請求項4

HF生成器(1)が、第2ステージ(3)の出力(C,D)における出力電圧UAモニタリングするための電圧調整器(6)を有する、請求項1〜3のいずれか1項に記載のHF手術生成器(1)。

請求項5

電圧調整器(6)が、第1ステージ(2)に供給する電源供給ユニット(7)を調整するように構成される、請求項1〜4のいずれか1項、特に請求項4に記載のHF手術生成器(1)。

請求項6

過電圧に対する保護のために、負荷の急激な低下において出力電圧UAを制限できるように、過電圧保護装置、特にバリスタ(8)が、第2ステージ(3)の内側に提供される、請求項1〜5のいずれか1項に記載のHF手術生成器(1)。

請求項7

請求項1〜6のいずれか1項に記載のHF手術生成器(1)、および、負荷(RL)を容量性成分で示す組織処置のための手術器具を備える手術システムであって、該負荷は第2ステージ(3)の出力(C,D)に存在し、出力キャパシタ(Cp)の容量が、負荷(RL)の容量性成分と比べて高いことを特徴とする、前記、手術システム。

技術分野

0001

本発明は、請求項1の序文に記載の高効率の出力を生成するためのHF手術生成器に関し、該生成器は、HFパワーを生成するための第1ステージを有し、該ステージは第2ステージに連結され、第2ステージは、入力(A,B)および出力(C,D)を有し、直列共振回路は、第2ステージの入力(A,B)および出力(C,D)の間に位置する。

背景技術

0002

近年のHF手術の一定の発展は、接触凝固腫瘍活力喪失)のための手順、(水中の)組織の分割および(水中の)組織の蒸散のための方法につながる。高連続出力および高出力および/または長アクティブ化時間を備えて動作するHF生成器は、これらの手順を実行するために利用される。同時に、一方で、たとえば患者監視または診断のための他の医療用電気機器との干渉があるため、利用されるHF生成器の電磁両立性EMC)における要求は増加している。結果的に、それにもかかわらず要求される高いHF出力を達成するような、HF生成器の固有の干渉耐性のために必要な対策は、相当な技術的開発努力によってのみ実現可能である。

0003

スイッチトモードで電力半導体(power semiconductors)によって供給されるHFパワーの生成のための、直列および/または並列共振回路を含む回路配置が従来技術として知られている。HF生成器の出力特性のための重大な要素は、電源供給ユニット(任意の閉ループ制御システムを含む)の性質と同時に、閉ループ制御回路に合わせて可変な制御を果たすこともできる、これらの共振回路の設計、およびこれらが供給される方法にある。同時に、そのような共振回路の共振周波数および入力抵抗、したがって変換率は、基本的に負荷抵抗に依存する。共振回路を備えるHF生成器を実現するための従来の回路配置において、直列および並列の共振回路は、上記の他の各負荷抵抗範囲と相互に作用するため、共振は、動作モードに依存する特定の周波数により分けられる。しかしながら、要求される高パワー出力を達成するためには、好ましくないほど高い電源供給ユニット電流が必要である。これは一方で、HF生成器の効率に悪影響を与え、他方でHF生成器の非正弦入力電流による動作を招来し、HF生成器のEMC特性もまた悪化する。

0004

図4aおよび図5aは、HFパワー出力の生成に利用されるような従来の共振回路の異なる構成を示す。これらの場合において、負荷抵抗とは無関係の追加のインピーダンス変換のための構造Lp,L2を利用した(漏出変圧器一体化することも可能である。

0005

図4b,cおよび図5cは、各構成における、共振周波数frの曲線フィルタ負荷抵抗RE、および最大出力Pa,maxおよび出力電圧Ua,maxを負荷抵抗RLの関数として示す図である。後者の両方は、さらに供給の種類に依存する。

0006

この場合、対応する共振周波数の矩形波電圧の提供、および最大出力電圧U0を備える電源供給ユニット、および最大出力電流I0が想定される。これらの条件下において、最適な負荷抵抗Ropt=U0/I0は、最適なフィルタ入力負荷REopt=8/pi^2*Roptに変換される。

0007

電源供給ユニットは、電流制限RE<REopt、電圧制限RE>REoptで動作する。理想的な共振回路の性質に対応して、フィルタが直列共振回路(SRC)または並列共振回路(PRC)のように機能する共振点を、直列共振(SR)または並列共振(PR)として示される。図4b,cおよび図5b,cは、直列共振を破線により、並列共振を実線により表す。

0008

さらに、図4bおよび図5bのそれぞれは、フィルタのためのすべての可能な共振点を示すが、それぞれの場合において選択される周波数フィードバックの種類に伴い実際に起こる動作周波数だけは、実線で表される。図4Cおよび図5Cにおいて、これらの周波数のためだけに示される、フィルタ入力負荷REは実線で、最大出力Pa,maxは破線で、最大ピーク出力電圧Ua,maxは鎖線で表される。

0009

個々の共振回路、Q1=1/RL*sqrt(L1/C1),Q2=1/RL*sqrt(L2/C2)およびQp=RL*sqrt(Cp/Lp)における負荷接続時の特性は、曲線の形を特徴付けるために有効である。

0010

負荷抵抗R0において起こる共振曲線分岐は、図4bにおいてQp=Q2から、図5bにおいてQp=Q1+Q2から現れる。ここに示されるように、分岐はしたがって個々の共振回路の共振周波数が一致する場合の正確な点において起こる。

0011

図4aは、入力A,BにおいてキャパシタCpおよびインダクタLpを含む並列共振回路(PRC)、および、インダクタL2およびキャパシタC2を有する直列共振回路、および出力C、Dにおいて負荷RLを有する、出力を生成する従来技術の共振回路を示す。この構成は、一般的に利用される電圧源との組み合わせの場合、プロセスにおいて非正弦波的な入力電流が発生するため、高HF出力および好適なレベル効率の要求を満たすためには不適当である。電流源の使用によって、状況は適切に治癒されるであろうが、電源を利用しての電流供給は、比較的複雑である。

0012

図4bからも明らかなように、並列共振回路PRCおよび出力直列共振回路SRCが互いに影響し合うため、小さな負荷抵抗のための共振周波数は分岐する。結果として、負荷抵抗が減少するにつれて、共振周波数が増加する。

0013

図5aは、入力A,BにおいてインダクタL1およびキャパシタC1を含む直列共振回路SRC、キャパシタCpおよびインダクタLpを有する並列共振回路PRC、出力C,DにおいてインダクタL2およびキャパシタC2および負荷RLを有する直列共振回路SRCを有する、出力を生成する従来技術の共振回路を示す。

0014

この回路構成電圧供給に対しては適しているが、入力SRCおよびPRCが相互に作用するため、図5bから明らかなように、結果として直列共振が大きな負荷抵抗に対して大幅に分岐およびシフトし、同時に、入力抵抗として小さな値を想定するため、所望の出力を達成するためには好ましくない大きな電源供給電流が必要になるという欠点を有する。これを防止するために、並列共振に切り替えることが必要である。しかしながら、これは、非正弦入力電流を伴う動作モードとなり、回路のEMC特性へ悪影響を与える。

0015

上記のような欠点を最小化する従来の既知の方法は、したがって、応用にしたがった電流または電圧供給を備えたHF生成器の回路配置を提供することを含む。しかしながら、これを実現するために要求される回路工学はしばしば複雑である。

0016

よって、本発明の目的は、上記のおよび従来知られている問題および欠点を最小化すること、特に、高効率のHF出力と同時に、広い負荷抵抗範囲において良好なEMC特性を達成するような出力生成のためのHF生成器を開発することにある。

0017

この目的は、広い負荷抵抗範囲にわたる共振においてHF生成器が動作可能なように、インダクタ(Lp)が入力(A,B)に並列にスイッチされ、キャパシタ(Cp)が出力(C,D)に並列にスイッチされる、本発明によるHF生成器により達成される。

0018

本発明の本質的な点は、入力における並列インダクタが、並列共振回路(PRC)の影響を防止し、通常はその位置において利用されるため、特定の動作周波数における共振の分岐を防止し、出力に並列に接続されるキャパシタが、広い負荷抵抗範囲にわたる直列共振を保証することにある。

0019

HF生成器の特定の実現において、出力キャパシタCpは、直列共振回路のキャパシタC2の容量に比べて高い量の容量を有することが想定される。この設計は、生成器の周波数が負荷抵抗への低い依存度を有することを可能にする。たとえば、出力導線または内視鏡によりもたらされる、実際に発生する容量性負荷と比較して出力キャパシタCpの絶対寸法おかげで、変化する容量性負荷の下でも、HF生成器特性の特に目立った依存は起こらない。

0020

HF生成器の特に有利な態様において、第1ステージは正弦波電圧を生成し、その位相位置は、第2ステージの入力(A,B)へ流れ込む入力電流と同期することが想定される。これは、HF生成器が、選択された負荷抵抗範囲における共振において動作可能であることを確実にし、電力半導体スイッチングのゼロ電圧およびゼロ電流(ZVSおよびZCS)が、最小の誘導離調(inductive detuning)により保証される。この場合、位相同期は、単純にPLL回路を利用することで実現してもよい。

0021

HF生成器が、第2ステージの出力(C,D)において出力電圧UAモニタリングするための電圧調整器を有することは、本発明に記載のHF生成器にとって有利である。これは、最大出力電圧が、特に大きな負荷抵抗のために急激に上昇し、これを適切な回路配置を利用して防止しなければならないからである。この1つには限定されないが、1つの可能性としては、電源供給をそれに応じて減少させることである。電圧調整器は、したがって、第1ステージに供給する電源供給ユニットを調整するために利用してもよい。

0022

HF生成器のさらに有利な態様において、バリスタとして構成されうる過電圧保護装置が、L2およびC2の取り付けおよびペイシェントマス(patient mass)(DまたはB)の点の間に挿入されることが想定される。このように、負荷の急激な低下において、是正コントロール動作が過電圧保護効力を生じるまで、出力電圧UAは非臨界値に制限される。

0023

本発明の特に好ましい発展として、容量性成分を備える負荷(RL)を示す組織の処置のため手術器具を有するHF手術生成器を備える手術システムが提供され、前記負荷は、第2ステージの出力(C,D)に存在する。同時に、出力キャパシタ(Cp)の容量は、負荷(RL)の容量性成分と比較して高い。そのような寸法は、HF手術生成器を備える手術システムが、広い負荷抵抗範囲にわたって共振状態において動作可能であることを確実にする。加えて、変化する容量性負荷の下であっても生成器の特性の依存性は減少させることができる。
本発明の好ましい発展は、従属項に述べられる。
本発明の好ましい態様は、図に基づいてより詳細に述べられる。

図面の簡単な説明

0024

図1aは、HFパワーを生成するための共振回路の構成および本発明の異なる出力変数に関連する曲線を示す。
図1bは、HFパワーを生成するための共振回路の構成および本発明の異なる出力変数に関連する曲線を示す。
図1cは、HFパワーを生成するための共振回路の構成および本発明の異なる出力変数に関連する曲線を示す。
図2は、本発明の1態様である詳細な回路を示す。
図3aは、図2に沿った本発明によるHF生成器の共振周波数曲線および出力特性を示す。
図3bは、図2に沿った本発明によるHF生成器の共振周波数曲線および出力特性を示す。

0025

図4aは、並列共振回路入力を有するHF出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。
図4bは、並列共振回路入力を有するHF出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。
図4cは、並列共振回路入力を有するHF出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。
図5aは、直列共振回路入力を有するHF出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。
図5bは、直列共振回路入力を有するHF出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。
図5cは、直列共振回路入力を有するHF出力を生成するための従来の共振回路の構成および関連する異なる出力変数の曲線を示す。

0026

図1aは、入力A,Bに並列なインダクタLp、インダクタL2およびキャパシタC2および出力C,Dに並列なキャパシタCpおよび負荷RLを有する直列共振回路SRCを示す。

0027

図4aおよび図5aに示される従来技術として知られた構成の欠点は、PRCの影響を並列インダクタLpで置き換えた、図1aの構成を利用し、それゆえ共振の分岐を防止することで回避することができる。直列共振における回路の動作はまた、キャパシタCpの追加挿入による大きな負荷抵抗RLを保証する。入力SRCは、よって不可欠ではなくなる。既存の変換において、直列共振キャパシタC2を部分的に再配置し、直列共振インダクタL2を変換率を考慮に入れたその一次側に完全に再配置してもよい。直列ダミー要素C2およびL2を変換器の一次側に再配置することによる構成は、原則として任意の他の特徴を示さず、本発明の範囲に一致する方法で動作すると考えられる。

0028

図1aに示される構成は、連続的な直列共振を有し、その負荷の特徴は、Cp>>C2が選択された場合には低く保たれる。この共振回路の態様は、たとえば、ハーフブリッジまたはフルブリッジを使用して生成される正弦波電圧を利用して、すべての負荷抵抗範囲にわたる共振において動作することであり、その位相位置は、フィルタ入力電流と同期する。電力半導体スイッチングのゼロ電圧およびゼロ電流(ZVSおよびZCS)は、最小の誘導離調により保証される。位相同期は、単純にPLL回路を利用して実現されうる。

0029

代わりに、共振動作はまた、駆動回路への電流信号直結フィードバックにより保証されうる。非常に低いレベルの歪みを伴う出力信号は、対称的、連続的な制御により生成される。これは、組織の特徴を計測するためおよび操作品質の高さを確保するための計測変数として、高調波を評価することを可能にする。

0030

さらに、適切な寸法を利用することにより、たとえば、泌尿器治療および血管の双極凝固のために高出力電流等が要求されるための、特に小さな負荷抵抗において高い出力を達成することが可能である。同時に、すべての関連負荷抵抗範囲、特に上限範囲のために比較的大きなフィルタ入力抵抗を組み入れることも可能である。結果として、高効率のために必須不可欠の任意の高電源供給ユニットは必要ない。

0031

電力半導体スイッチングのゼロ電圧およびゼロ電流(ZCSおよびZVSモード)が可能であり、正弦波入力電流が動作範囲全体にわたって現れるため、結果としてHF生成器の有利なEMCの動作が保証される。

0032

図2は、本発明にしたがったHF生成器のための典型的な態様である。これは、電源供給ユニット7および第2ステージ3に連結された第1ステージ2を含む。示された典型的な態様において、第1ステージ2は、フルブリッジとして構成され矩形波電圧を生成するドライバーステージ9、および、入力電流Irkと共にドライバーステージにより生成される矩形波電圧の位相同期のためのPLL回路11を有する。第2ステージ3は、入力A,Bおよび出力C,Dを含み、インダクタL2(200μH)およびキャパシタC2(1nF)を有する直列共振回路4は、第2ステージ3の入力A,Bおよび出力C,Dの間に位置する。インダクタLp(196μH)は、出力C,Dに並列に位置しており、キャパシタCp(4nF)は、出力C,Dに並列に配置され、負荷RLは、出力C,Dに並列に接続される。たとえば、バリスタとして構成される、1kVまでの電圧のための過電圧保護を有する過電圧保護装置8が、L2およびC2の接続点および出力Dの間に位置する。

0033

出力C,Dにおける出力電圧UAは、電圧調整器6を介してモニタされる。負荷の急激な低下において、過電圧保護装置8は、是正コントロール動作が効力を生じるまで、出力電圧UAを非臨界値に制限する。示された態様は、電圧調整器6が、フィードバックされた出力電圧UAを介して、第1ステージ2に供給する電源供給ユニット7を調整することを想定する。

0034

図3aおよび図3bのそれぞれは、共振周波数曲線および図2に示されるHF生成器の出力特性を示す。出力特性の基準として利用される電源供給ユニットのパラメータは、UO=300VおよびIO=4Aである。最大出力のための最適な入力負荷は、REopt=60.8Ωである。

0035

生成器周波数は、出力C,DにおけるキャパシタCPが共振回路のキャパシタC2と比較して大きく選択されるので、負荷抵抗にわずかに依存するのみである。キャパシタCPが実際に発生する容量性負荷(出力導線や内視鏡の故に生じる)と比較して大きいものが選択されるため、変化する容量性負荷の下でも、生成器の特徴の重要な依存は起こらない。これはPLL回路の設計のために有利であり、出力信号の測定および評価を単純化する。たとえば、バイポーラTURの生成器の、出力のための許容差パターンは(tolerance pattern)、図3aにおいて破線でプロットされる。許容差パターンは、図3bの低負荷抵抗範囲の拡大された図により満たされることが分かる。

0036

1 HF手術生成器
2 HF手術生成器の第1ステージ
3 HF手術生成器の第2ステージ
4直列共振回路
5入力電流
6電圧調整器
7電源供給ユニット
8過電圧保護装置
ドライバー段
11PLL回路
A,B 第2ステージの入力
C,D 第2ステージの出力
Cp出力キャパシタ
C2 直列共振回路のキャパシタ
Ik 入力電流
Lpインダクタ
L2 インダクタ
RL負荷抵抗器
UA第2ステージの出力電圧

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