專利名稱：軟發(fā)生器的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及根據(jù)權利要求1的前序內(nèi)容所述的用于產(chǎn)生高頻輸出的HF(高頻)手 術發(fā)生器，該HF手術發(fā)生器具有用于產(chǎn)生HF電能的第一部分，所述第一部分與第二部分聯(lián) 接，其中所述第二部分具有輸入端(A、B)和輸出端(C、D)，并且其中串聯(lián)諧振電路被布置在 第二電路的輸入端(A、B)和輸出端(C、D)之間。
背景技術：
近年來，HF手術的持續(xù)發(fā)展已經(jīng)帶來了接觸凝固(contact coagulation)(腫瘤 切除)的手術、(水下)組織切片和(水下)組織汽化的方法。以高的連續(xù)輸出和非常高 的脈沖輸出和/或長的激活時間運行的HF發(fā)生器用以執(zhí)行這些手術。但是，同時，對于所 使用的HF發(fā)生器的電磁兼容(EMC)的要求也在提高，因為對于其它電子醫(yī)療設備的干擾越 來越令人無法接受，比如對于患者監(jiān)測或診斷的干擾。結果，用于確保該HF發(fā)生器的固有 抗干擾性的必要措施僅能通過大量的技術開發(fā)工作來實現(xiàn)，雖然這些必要措施能夠達到高 的HF輸出的要求。根據(jù)現(xiàn)有技術已知，使用包括串聯(lián)和/或并聯(lián)諧振電路的電路配置用于HF電能 的產(chǎn)生，其中HF電能由開關式電源半導體器件供給。對于HF發(fā)生器的輸出特性、及供電 單元(包括任意的閉環(huán)控制系統(tǒng))的特性，關鍵的因素主要在于這些諧振電路的設計及向 它們供電的方式，該因素也用作閉環(huán)控制電路的控制變量。同時，已知該諧振電路的諧振 頻率和輸入阻抗并且所以變壓比基本依賴于負載電阻。在根據(jù)現(xiàn)有技術已知的用于具有 諧振電路的HF發(fā)生器的實現(xiàn)的電路配置中，由于所述串聯(lián)和并聯(lián)諧振電路在一定的負載 電阻范圍之上彼此相互作用，導致在特定頻率時根據(jù)運行模式而發(fā)生諧振分裂(resonance splitting)。但是，此外，將會需要不利的高的供電單元電流，以仍能獲得所要求的高的電 能輸出。在一個方面，這對于HF發(fā)生器的效率有副作用，并且在另一方面，由于HF發(fā)生器 的EMC特性劣化，而使得HF發(fā)生器通過非正弦的輸入電流運行。圖如和圖fe示出了根據(jù)比如用于產(chǎn)生HF電能輸出的現(xiàn)有技術已知的諧振電路 的不同拓撲圖。在這些情況中，可以整合采用Lp、L2結構的(漏磁)變壓器用于不依賴于 負載電阻的另外的阻抗變換。圖4b、圖如和圖5c示出了作為負載電阻RL的函數(shù)的與各拓撲相關聯(lián)的諧振頻率 fr、過濾器輸入電阻RE和最大輸出Pa,_及最大輸出電壓Ua,_的曲線。后兩者另外依賴于 供電電源的類型。在該情況中，有如下假設供電電源具有相應諧振頻率的方波電壓，供電單元具有 最大輸出電壓U0和最大輸出電流在這些條件下，優(yōu)化的負載電阻R。pt = U0ZI0轉(zhuǎn)換成 為優(yōu)化的過濾器輸入電阻RE。pt = 8/pi~2*R。pt。供電單元以RE < REopt的電流約束和RE > Reopt的電壓約束運行。根據(jù)理想諧 振電路的特性，過濾器類似于串聯(lián)諧振電路(SRC)或者并聯(lián)諧振電路(PRC)運行的諧振點 被描述為串聯(lián)諧振(SR)或者并聯(lián)諧振(PR)。圖仙、圖如和圖恥、圖5c中用虛線示出了串聯(lián)諧振部分，用實線示出了并聯(lián)諧振部分。另外，圖4b和圖恥均示出了過濾器的全部可能的諧振點，但僅用實線標識了通過 各示例中伴隨所選擇類型的頻率反饋而實際發(fā)生的運行頻率。在圖4c和圖5c中，用實線 示出了僅用于這些頻率的過濾器輸入電阻RE，用虛線示出了最大輸出Pa, _，用點劃線示出 了最大峰值輸出電壓Uamaxp0各個諧振電路的負載品質(zhì)因數(shù)(loadedqualities)Ql = l/RL*sqrt (Ll/Cl)、Q2 =l/RL*sqrt (L2/C2)和Qp = RL*sqrt (Cp/Lp)有助于表示彎曲形狀的特性。在負載電阻Ro處發(fā)生諧振曲線的分支，在圖4b從Qp = Q2出現(xiàn)分支，而在圖恥 中從Qp = Q1+Q2出現(xiàn)分支。如這里所示，在各個諧振電路的諧振頻率重疊時的點處精確地 發(fā)生分支。圖如示出了根據(jù)現(xiàn)有技術已知的用于產(chǎn)生輸出的諧振電路，該諧振電路具有在 輸入端A、B處的并聯(lián)諧振電路(PRC)，該并聯(lián)諧振電路包括電容器Cp和電感器Lp ；在輸出 端C、D處的串聯(lián)諧振電路，該串聯(lián)諧振電路具有電感器L2和電容器C2和負載RL。在與通 常使用的供壓單元(voltage supply)相結合的情況下，該配置并不適用于完成高的HF輸 出和良好的效率水平的要求，因為在過程中存在高程度的非正弦輸入電流。雖然電流供給 源會適當?shù)匮a救一些情況，但使用電源的供給相對較復雜。根據(jù)圖4b將清楚，由于并聯(lián)諧振電路PRC和輸出串聯(lián)諧振電路SRC的相互作用， 對于小負載電阻的諧振頻率分裂。結果，諧振頻率隨著負載電阻的減小而增加。圖如示出了根據(jù)現(xiàn)有技術已知的用于產(chǎn)生輸出的諧振電路，該諧振電路具有在 輸入端A、B處的串聯(lián)諧振電路SRC，該串聯(lián)諧振電路包括電感器Ll和電容器Cl ；并聯(lián)諧振 電路PRC，該并聯(lián)諧振電路具有電容器Cp和電感器Lp ；在輸出端C、D處的串聯(lián)諧振電路 SRC,該串聯(lián)諧振電路具有電感器L2和電容器C2和負載RL。雖然該電路拓撲適用于電壓供給源，但該電路也有缺點S卩，如根據(jù)圖恥所清楚 的，由于輸入SRC和PRC相互作用，并且同時由于相關聯(lián)的輸入電阻的值較小使得需要不利 的大的電源電流以實現(xiàn)所期望的輸出，因而在大的負載電阻的情況下發(fā)生串聯(lián)諧振分裂并 激烈地轉(zhuǎn)移。需要轉(zhuǎn)換到并聯(lián)諧振以防止這種現(xiàn)象。但是，這樣導致產(chǎn)生具有非正弦輸入 電流的運行模式，這對于配置的EMC特性有負面影響。如上所述，根據(jù)現(xiàn)有技術已知的用于使所提到的缺點最小化的措施迄今包括根 據(jù)應用為HF發(fā)生器的電路配置設置電流供給源或者電壓供給源。但是，實現(xiàn)這個措施所需 的電路工程通常較為復雜。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的目的在于以如下方式開發(fā)出用于產(chǎn)生輸出的HF發(fā)生器能夠使根 據(jù)現(xiàn)有技術已知的和上面描述的問題和缺點最小化，特別地同時能夠在實現(xiàn)良好的EMC特 性的情況下在可能的最寬的負載電阻的范圍中實現(xiàn)高效的HF輸出。根據(jù)本發(fā)明該目的通過所提到的類型的HF發(fā)生器實現(xiàn)，一開始在于電感器(Lp) 被切換成與輸入端(A、B)并聯(lián)，電容器(Cp)被切換成與輸出端(C、D)并聯(lián)，從而使HF發(fā)生 器能夠在寬的負載電阻的范圍上諧振運動。本發(fā)明的關鍵點在于在輸入端的并聯(lián)電感器防止了在該位置處通常所使用的并
4聯(lián)諧振電路(PRC)的影響，由此防止了在特定運行頻率處的諧振的分裂，并且切換成與輸 出并聯(lián)的電容器確保了即使在寬的負載電阻范圍上的串聯(lián)諧振。在HF發(fā)生器的一個特別的實現(xiàn)中，設想輸出電容器Cp的電容比串聯(lián)諧振電路的 電容器C2的電容高。該大小配置可以使發(fā)生器頻率僅較低程度地依賴于負載電阻。并且 在由于與實際中產(chǎn)生的電容性負載相比輸出電容器Cp具有的相對獨立的尺寸所引起的電 容性負載變化的情況下，比如該實際中產(chǎn)生的電容性負載由輸出線或內(nèi)窺鏡所引起，也不 會發(fā)生HF發(fā)生器特性的特別顯著的依賴。在HF發(fā)生器的另一個優(yōu)選實施方式中，設想第一部分產(chǎn)生方波電壓，該方波電壓 的相位位置與流入第二部分的輸入端(A、B)的輸入電流同步。這確保了 HF發(fā)生器能夠 在所選擇的負載電阻范圍中以諧振方式運行，并且借助于最小化的感性失諧(inductive detuning)確保了電源半導體的零電壓開關和零電流開關(ZVS和ZCQ。在這種情況下，使 用PLL電路(鎖相環(huán)電路)可以簡單地實現(xiàn)相位同步。如果HF發(fā)生器具有用于監(jiān)測第二部分的輸出端(C、D)處的輸出電壓Ua的電壓 調(diào)節(jié)器，則對于根據(jù)本發(fā)明的HF發(fā)生器是有利的。這是因為最大輸出電壓，特別是在大負 載電阻的情況下出現(xiàn)的最大輸出電壓急劇升高，必須借助于適當?shù)碾娐放渲梅乐乖摷眲∩?高。一個但不限于一個可能方案是相應地減小供電電壓。因此，所述電壓調(diào)節(jié)器可以用以 對向第一部分供電的供電單元進行調(diào)節(jié)。在HF發(fā)生器的另一個優(yōu)選實施方式中，另外設想過壓保護器，所述過壓保護器 可以構造為變阻器，插入在L2和C2的安裝點與患者腫塊(mass) (D或B)的所在點之間。 以該方式，在負載突然降低的情況下，確保了輸出電壓Ua被限制到非臨界值(uncritical value)，直到校正控制器作用變得有效以保護不受過壓損害。作為尤其優(yōu)選的本發(fā)明的發(fā)展例，提供了具有HF手術發(fā)生器的手術系統(tǒng)，該手術 系統(tǒng)具有用于治療表示具有容性成分負載(RL)的組織的手術器械，所述負載出現(xiàn)在第二 部分的輸出端(C、D)。同時，輸出電容器(Cp)的電容比負載(RL)的容性分量高。這樣的 大小配置確保了具有HF手術發(fā)生器的手術系統(tǒng)能夠以在寬的負載電阻范圍上以諧振的方 式運行。另外，減小了變化的容性負載的情況下發(fā)生器特性的依賴。在所附權利要求書中確定了本發(fā)明的優(yōu)選開發(fā)例。隨后將基于附圖更為詳細地說明本發(fā)明的優(yōu)選實施方式。


在附圖中圖Ia至圖Ic示出了根據(jù)本發(fā)明的用于產(chǎn)生HF電能的諧振電路的拓撲及相關聯(lián) 的各種輸出參數(shù)的曲線；圖2是本發(fā)明的實施方式的詳細電路；圖3a至圖北是圖2中的根據(jù)本發(fā)明的HF發(fā)生器的諧振頻率曲線和輸出特性；圖如至圖如示出了根據(jù)現(xiàn)有技術已知的具有輸入并聯(lián)諧振電路的用于產(chǎn)生HF 輸出的諧振電路的拓撲及相關聯(lián)的各種輸出參數(shù)的曲線；和圖如至圖5c示出了根據(jù)現(xiàn)有技術已知的具有輸入串聯(lián)諧振電路的用于產(chǎn)生HF 輸出的諧振電路的拓撲及相關聯(lián)的各種輸出參數(shù)的曲線。
具體實施例方式圖Ia示出了根據(jù)本發(fā)明的諧振電路，該諧振電路具有與輸入端A、B并聯(lián)的電感器 Lp、具有電感器L2和電容器C2的串聯(lián)諧振電路SRC、與輸出端C、D并聯(lián)的電容器Cp和負 載RL。使用根據(jù)圖Ia的拓撲通過用并聯(lián)電感器Lp替換PRC的作用，避免了圖如和圖 5a中說明的和根據(jù)現(xiàn)有技術已知的拓撲的缺點，并且由此防止了諧振分裂。通過額外插入 電容器Cp，另外確保了電路在大的負載電阻RL的情況下以串聯(lián)諧振的方式運行。這樣，輸 入SRC不再是必需的。在現(xiàn)有的變壓器中，串聯(lián)諧振電容器C2可以局部重新配置且串聯(lián) 諧振電感器L2甚至可以完全重新配置到變壓器的主側以保證變壓比。通過串聯(lián)的虛元件 (dummy elements)C2和L2重新配置到變壓器的主側所得到的拓撲在原理上并未顯示出任 何其它的特性，并且被認為其在本發(fā)明的主旨范圍內(nèi)以相同的方式作用。圖Ia中所示的拓撲具有連續(xù)的串聯(lián)諧振，如果選擇Cp >>C2，則能夠保持負載特 性為低。例如，本實施方式中的諧振電路可以借助于使用半橋或全橋產(chǎn)生的方波電壓在整 個負載電阻的范圍上以諧振的方式運行，該方波電壓的相位位置與過濾器輸入電流同步。 借助于最小化的感性失諧，確保了電源半導體的零電壓開關的零電流開關(ZVS和ZCS)。使 用PLL電路可以簡單地實現(xiàn)相位同步。替代地，通過電流信號向驅(qū)動電路的直接反饋，也可以確保諧振運行。借助于對稱 的連續(xù)的控制，產(chǎn)生了具有非常低的失真水平的輸出信號。這允許諧頻(harmonics)評估 作為組織特性的一個測量變量并用于確保高的處理品質(zhì)。另外，可以借助于適當?shù)拇笮∨渲靡詫崿F(xiàn)特別地在小的負載電阻的情況下的高的 輸出，因此，比如要求高的輸出電流例如用于泌尿器官的手術和用于組織的雙極電凝。同 時，可以實現(xiàn)較大的過濾器輸入電阻用于整個有關的負載電阻范圍，特別地用于上限范圍。 結果，不需要為獲得高的效率所必需的任何特別高的供電單元電流。由于可以實現(xiàn)電源半導體的零電壓開關和零電流開關(ZCS和ZVS模式)，及在整 個運行范圍上出現(xiàn)正弦輸入電流，因此能夠確保HF發(fā)生器的所希望的EMC特性。圖2示出了根據(jù)本發(fā)明的HF發(fā)生器的示例性實施方式。其包括供電單元7和聯(lián) 接到第二部分3的第一部分2。在所示的示例性實施方式中，第一部分2具有驅(qū)動器部分 9，所述驅(qū)動器部分9構造為全橋并且產(chǎn)生方波電壓；PLL電路11，所述PLL電路11用于所 述驅(qū)動器部分產(chǎn)生的方波電壓與輸入電流Irit的同步。第二部分3具有輸入端A、B和輸出 端C、D，其中具有電感器Ι^200μΗ)和電容器C2(lnF)的串聯(lián)諧振電路被配置在第二部分 3的輸入端A、B和輸出端C、D之間。電感器Lp (196 μ H)被配置成與輸出端C、D并聯(lián)，并且 電容器Cp GnF)被配置成與輸出端C、D并聯(lián)，負載RL被轉(zhuǎn)換成與輸出端C、D并聯(lián)。過壓保 護器8被配置在L2和C2的連接點與輸出端D之間，所述過壓保護器8具有對高達IkV的 電壓的過壓保護性能，并且可能會例如構造為變阻器。輸出端C、D的輸出電Ua經(jīng)由電壓調(diào)節(jié)器6進行監(jiān)測。在負載突然下降的情況中， 過壓保護器8首先將輸出電壓Ua限制到非臨界值，直到校正控制器作用變得有效。所說明 的本實施方式設想電壓調(diào)節(jié)器6通過反饋輸出電壓Ua對向第一部分2供電的供電單元7進 行調(diào)節(jié)。
圖3a和圖北均示出了圖2中所示的HF發(fā)生器的諧振頻率曲線和輸出特性。用 作輸出特性基礎的供電單元的參數(shù)是Utl = 300V和Itl = 4A。與最大輸出對應的優(yōu)化過濾 器輸入電阻為RE。pt = 60.8Ω。由于輸出端C、D處的電容器Cp被選擇為比串聯(lián)諧振電路中的電容器C2大，因此 發(fā)生器頻率僅在小的程度上依賴于負載電阻。由于電容器Cp被選擇為大于實際中出現(xiàn)的 容性負載(由于輸出線或內(nèi)窺鏡)，因而在變化的容性負載的情況下發(fā)生器特性沒有發(fā)生 顯著的依賴。這對于PLL電路的設計是有利的，并且簡化了對于輸出信號的測量和評估。在 圖3a中，用虛線繪出了對于輸出的公差圖形(tolerance pattern)，所述公差圖形比如是 用于雙極TUR(經(jīng)尿道電切術)的發(fā)生器的目標。在圖北的更低的負載電阻范圍的放大圖 中，能夠看出完成了所述公差圖形。附圖標記列表
1 HF手術發(fā)生器
2 HF手術發(fā)生器的第一部分
3 HF手術發(fā)生器的第二部分
4串聯(lián)諧振電路
5輸入電流
6電壓調(diào)節(jié)器
7供電單元
8過壓保護器
9驅(qū)動器部分
11 PLL電路(鎖相環(huán)電路)
A，B第二部分的輸入端
C，D第二部分的輸出端
Cp輸出電容器
C2串聯(lián)諧振電路的電容器
Irk輸入電流
Lp電感器
L2電感器
RL負載電阻器
Ua第二部分的輸出電壓
權利要求
1.一種用于產(chǎn)生高頻輸出的HF手術發(fā)生器(1)，所述HF手術發(fā)生器(1)具有用于產(chǎn) 生HF電能的第一部分O)，所述第一部分與第二部分C3)聯(lián)接，其中所述第二部分C3)具有 輸入端(A、B)和輸出端(C、D)，并且串聯(lián)諧振電路(4)被布置在所述第二電路(3)的輸入 端(A、B)和輸出端(C、D)之間，其特征在于，電感器(Lp)切換至與所述輸入端(A、B)并聯(lián)，并且電容器(Cp)切換至與所述輸出端 (C、D)并聯(lián)，從而所述HF發(fā)生器(1)能夠在寬的負載電阻范圍上以諧振的方式運行。
2.根據(jù)權利要求1所述的HF手術發(fā)生器(1)，其特征在于，所述輸出電容器(Cp)的電 容的值比所述串聯(lián)諧振電路⑷的電容器(以)的電容的值高。
3.根據(jù)先前權利要求中任一項所述的HF手術發(fā)生器(1)，其特征在于，所述第一部分 (2)產(chǎn)生方波電壓，所述方波電壓的相位位置與流入所述第二部分(3)的輸入端(A、B)的 輸入電流(5)同步。
4.根據(jù)先前權利要求中任一項所述的HF手術發(fā)生器(1)，其特征在于，所述HF發(fā)生器 (1)具有電壓調(diào)節(jié)器(6)，所述電壓調(diào)節(jié)器(6)用于監(jiān)測所述第二部分(3)的輸出端(C、D) 處的輸出電壓UA。
5.根據(jù)先前權利要求中任一項所述的HF手術發(fā)生器(1)，特別地根據(jù)權利要求4所述 的HF手術發(fā)生器(1)，其特征在于，所述電壓調(diào)節(jié)器(6)被構造成用于對為所述第一部分 ⑵供電的供電單元(7)進行調(diào)節(jié)。
6.根據(jù)先前權利要求中任一項所述的HF手術發(fā)生器(1)，其特征在于，過壓保護器，特 別地為變阻器(8)，被設置在所述第二部分(3)內(nèi)，從而當負載突然下降時限制所述輸出電 壓Ua以保護不受過壓損害。
7.一種具有根據(jù)先前權利要求中任一項所述HF手術發(fā)生器(1)并且具有用于組織治 療的手術器械的手術系統(tǒng)，所述系統(tǒng)表現(xiàn)為具有容性成分的負載(RL)，所述負載出現(xiàn)在所 述第二部分(3)的輸出端(C、D)，其特征在于，所述輸出電容器(Cp)的電容值比所述負載 (RL)的容性成分的電容值高。
全文摘要
本發(fā)明涉及用于產(chǎn)生高頻輸出的HF手術發(fā)生器(1)，該HF手術發(fā)生器具有用于產(chǎn)生HF電能的第一部分(2)，所述第一部分與第二部分(3)聯(lián)接，其中所述第二部分(3)具有輸入端(A、B)和輸出端(C、D)，并且其中串聯(lián)諧振電路(4)被布置在所述第二電路(3)的輸入端(A、B)和輸出端(C、D)之間。為生成能夠在寬的負載電阻范圍上以諧振方式運行的、并且具有良好的EMC特性的HF發(fā)生器(1)，電感器(Lp)切換至與輸入端(A、B)并聯(lián)，并且電容器(Cp)切換至與輸出端(C、D)并聯(lián)。
文檔編號A61B18/12GK102149346SQ200980135182
公開日2011年8月10日 申請日期2009年8月13日 優(yōu)先權日2008年9月8日
發(fā)明者弗羅里安·艾斯勒, ?？凇は臓?申請人:愛爾博電子醫(yī)療儀器股份有限公司