JP6161862B1 - 電気手術器具のための高周波発生器 - Google Patents
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Abstract
Description
以下、本実施形態の変形例を説明する。図4は、本実施形態の変形例1の電源装置100の構成を示す図である。図2で示した電源装置100の構成では、並列共振回路106のコイルと変圧器108の1次巻線としてのコイルとは共用されている。これに対し、図4は、並列共振回路106のコイルと変圧器108の1次巻線としてのコイルとを別々にした例である。すなわち、図4では、変圧器108の1次巻線としてのコイルはコイルL1であり、並列共振回路106を構成するコイルはコイルL1とは別のコイルL4である。図4に示す構成においても、並列共振回路106の並列共振周波数が直列共振回路110の直列共振周波数よりも高い値を有するようにコイルL4及びL3のインダクタンス値及びコンデンサC1及びC2の容量値を設定することで、図2に示す構成と同様の効果が得られる。
図5は、本実施形態の変形例2の電源装置100の構成を示す図である。変形例2の電源装置100は、直列共振回路110と負荷Zとしての生体組織との間に並列に(すなわち電気手術器具200の電極に対して並列に)接続されたコンデンサC3をさらに有する。コンデンサC3の容量値は、直列共振回路110のコンデンサC2の容量値よりも小さく設定されている。一方、コンデンサC3の容量値は、負荷Zとしての生体組織の容量成分の値よりも大きく設定されている。実際には、生体組織に高周波信号を印加したときに発生する水蒸気の影響及び高周波信号の印加によって変化する生体組織の状態によって負荷の容量成分の値は変化する。したがって、コンデンサC3の容量値は、生体組織の容量成分として予測される値よりもある程度に大きな値に設定される。
図6は、本実施形態の変形例3の電源装置100の構成を示す図である。変形例3の電源装置100は、直列共振回路110と負荷Zとしての生体組織との間に並列に(すなわち電気手術器具200の電極に対して並列に)接続された、コンデンサC3とコイルL5とを有するフィルタ回路をさらに有する。
Claims (7)
- 生体組織を処置する電気手術器具のための高周波発生器であって、
電力を発生させる電源と、
前記電源と接続される並列共振回路と前記並列共振回路に結合されるとともに前記電気手術器具に接続された直列共振回路とを含み、前記電力に基づいて高周波信号を励起する共振回路と、
を具備し、
前記並列共振回路は、前記直列共振回路の直列共振周波数よりも高い並列共振周波数を有する高周波発生器。 - 前記並列共振周波数は、前記電気手術器具が接触する前記生体組織の負荷変動による前記高周波信号の周波数変動の量に基づいて設定されている請求項1に記載の高周波発生器。
- 前記直列共振回路は、変圧器を介して前記並列共振回路と結合される請求項1に記載の高周波発生器。
- 前記並列共振回路は、前記電源に対して並列に接続された第1のコンデンサと第1のコイルとを含み、
前記第1のコイルは、前記変圧器の1次巻線を形成している請求項3に記載の高周波発生器。 - 前記直列共振回路は、直列に接続された第2のコイルと第2のコンデンサとを含む請求項1に記載の高周波発生器。
- 前記直列共振回路の出力端において前記電気手術器具に対して並列に接続された第3のコンデンサをさらに具備し、
前記第3のコンデンサは、前記第2のコンデンサの容量よりも小さい容量を有する請求項5に記載の高周波発生器。 - 前記直列共振回路の出力端において前記電気手術器具に対して並列に接続された第4のコンデンサと第3のコイルとを有するフィルタ回路をさらに具備する請求項1に記載の高周波発生器。
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