DE3531576A1 - Elektrochirurgiegenerator - Google Patents
ElektrochirurgiegeneratorInfo
- Publication number
- DE3531576A1 DE3531576A1 DE19853531576 DE3531576A DE3531576A1 DE 3531576 A1 DE3531576 A1 DE 3531576A1 DE 19853531576 DE19853531576 DE 19853531576 DE 3531576 A DE3531576 A DE 3531576A DE 3531576 A1 DE3531576 A1 DE 3531576A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- signal
- surgical
- pulse
- voltage
- phase
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
- H03F—AMPLIFIERS
- H03F1/00—Details of amplifiers with only discharge tubes, only semiconductor devices or only unspecified devices as amplifying elements
- H03F1/52—Circuit arrangements for protecting such amplifiers
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/1206—Generators therefor
-
- H—ELECTRICITY
- H02—GENERATION; CONVERSION OR DISTRIBUTION OF ELECTRIC POWER
- H02M—APPARATUS FOR CONVERSION BETWEEN AC AND AC, BETWEEN AC AND DC, OR BETWEEN DC AND DC, AND FOR USE WITH MAINS OR SIMILAR POWER SUPPLY SYSTEMS; CONVERSION OF DC OR AC INPUT POWER INTO SURGE OUTPUT POWER; CONTROL OR REGULATION THEREOF
- H02M7/00—Conversion of ac power input into dc power output; Conversion of dc power input into ac power output
- H02M7/42—Conversion of dc power input into ac power output without possibility of reversal
- H02M7/44—Conversion of dc power input into ac power output without possibility of reversal by static converters
- H02M7/48—Conversion of dc power input into ac power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode
- H02M7/53—Conversion of dc power input into ac power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal
- H02M7/537—Conversion of dc power input into ac power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only, e.g. single switched pulse inverters
- H02M7/5387—Conversion of dc power input into ac power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only, e.g. single switched pulse inverters in a bridge configuration
- H02M7/53871—Conversion of dc power input into ac power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only, e.g. single switched pulse inverters in a bridge configuration with automatic control of output voltage or current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00779—Power or energy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00827—Current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00892—Voltage
Description
CR. BARD, Inc.
Murray Hill, NJ 07974, V.St.A.
Elektrochirurgiegenerator
Die Erfindung betrifft einen Elektrochirurgiegenerator rait verbesserter Ausgangsleistungsregelmöglichkeit aufgrund
einer Leistungsregelschaltung, bei der die Pulsbreitenmodulation bei der Frequenz und zum Steuern des
Energieinhalts jedes Zyklus des HF-Chirurgiesignals neben anderen verbesserten Merkmalen benutzt wird.
Durch die Verwendung eines Elektrochirurgiegenerators bei einer Operation ist es dem Chirurgen möglich, zu
schneiden, zu verschmelzen oder zu schneiden mit Blutstillung oder rein zu koagulieren. Der Chirurg kann die
verschiedenen Betriebsarten schnell wählen und ändern, während die Operation vonstatten geht. In jeder Betriebsart
ist es wichtig, die elektrische Leistung zu regeln, die dem Patienten zugeführt wird, um den gewünschten
chirurgischen Effekt zu erzielen. Wenn mehr Leistung zu-
_ ar _ - . ■
M 3S31576
geführt wird als notwendig ist, kommt es zu einer unnötigen
Gewebezerstörung, und der Heilungsprozeß wird verlängert.
Wenn weniger als die erwünschte Menge an elektrischer Leistung zugeführt wird, wird üblicherweise die Operation behindert.
Verschiedene Arten von Geweben werden bei fortschreitender Operation angetroffen, und jedes unterschiedliche
Gewebe wird üblicherweise mehr oder weniger Leistung erfordern, und zwar wegen einer Änderung der Eigenimpedanz
des Gewebes. Demgemäß wird bei sämtlichen erfolgreichen Arten von Elektrochirurgiegeneratoren irgendeine Art von
Leistungsregelung benutzt, um die durch den Chirurgen gewünschten elektrochirurgischen Effekte zu kontrollieren.
Zwei Arten der Leistungsregelung sind bei bekannten Elektrochirurgiegeneratoren
üblich. Bei dem üblichsten Typ wird die Gleichstromleistungsaufnahme des Generators gesteuert.
Bei diesem Typ von Leistungsregelung wird die Grösse der Leistung begrenzt, die aus dem herkömmlichen Wechselstromnetz
aufgenommen wird, an das der Generator angeschlossen ist. Ein Rückführungskreis vergleicht die durch
die Stromversorgung gelieferte Istleistung mit einer Sollleistungseinstellung, um die Regelung zu erzielen. Ein
weiterer Typ der Leistungsregelung bei bekannten Elektrochirurgiegeneratoren beinhaltet das Steuern der Verstärkung
des HF-Verstärkers. Ein Rückführungskreis vergleicht die von dem HF-Verstärker abgegebene Ausgangsleistung mit
einem SoJ leistungswert und die Verstärkung wird entsprechend eingestellt.
Beide bekannten Typen der Leistungsregelung haben zwar einigen Erfolg erzielt, trotzdem weisen sie gewisse unerwünschte
Eigenschaften auf. Eine unerwünschte Eigenschaft betrifft die Ansprechzeit für die Regelung. Die Impedanz
der verschiedenen Gewebe, die während der Operation angetroffen werden, kann beträchtlich schwanken. Beim Bewegen
3531578
von einem Gewebe hoher Impedanz zu einem Gewebe niedriger Impedanz kann das Gewebe niedriger Impedanz unnötigerweise
zerstört oder beschädigt werden, bevor der Elektrochirurgiegenerator die Ausgangsleistung auf einen Wert reduzieren
kann, der mit dem Gewebe niedriger Impedanz kompatibel ist. Ebenso kann, wenn ein Gewebe hoher Impedanz angetroffen
wird, die Ausgangsleistung des Generators vorübergehend nicht ausreichen, um den genauen chirurgischen Effekt, den
der Chirurg wünscht, hervorzurufen oder fortzusetzen. Die genaue Ausführung der Operation wird schwierig oder unmöglich.
Ein weiteres Problem der Leistungsregelung bei bekannten Elektrochirurgiegeneratoren hat zu großen Abmessungen geführt,
weil diese bekannten Generatoren so ausgelegt sind, daß die maximale Leistungsübertragung bei mittleren Impedanzbereichen erzielt wird. Wie jeder Verstärker wird ein Elektrochirurgiegenerator
die maximale Leistungsübertragung erreichen, wenn seine interne Impedanz gleich der Ausgangslastimpedanz
ist, mit der der Generator verbunden ist. Bei hohen Impedanzen wird die Leistung wegen der Differenz in
der Lastimpedanz im Vergleich zu der Innenimpedanz verringert. Um das zu kompensieren, erhöht der Chirurg die Leistungseinstellung
auf einen Wert, der höher als notwendig ist. Sobald der Schnitt durch das Gewebe hoher Impedanz
hindurchgeht, ist die Ausgangsleistung zu groß, und es ergeben sich Gewebezerstörung oder unerwünschte chirurgische
Effekte. Das Ausführen des Anfangsschnittes ist ein Beispiel. Die Haut enthält einen relativ großen Prozentsatz
an toten Zellen sowie an Zellen, die beträchtlich weniger Feuchtigkeit als andere Zellen in Geweben unterhalb der
Haut enthalten, was ihre Impedanz im Vergleich zu der Impedanz des Gewebes unter der Haut vergrößert. Eine höhere
Leistungseinstellung ist deshalb für den Anfangsschnitt erforderlich. Sobald jedoch der Schnitt durchgeführt worden
ist, ist ein geringerer Leistungswert alles, was notwendig
ist. Bei typischen bekannten Elektrochirurgiegeneratoren war der Anfangsschnitt tiefer als gewünscht, weil die aktive
Elektrode, d.h. das Elektrochirurgieinstrument wegen des übergroßen Wertes der gelieferten Leistung tiefer eindrang
als es der Chirurg wünschte. Der Chirurg möchte üblicherweise die Schnittiefe kontrollieren und die Operation
in kontrollierten Tiefen ausführen. Wenn die Leistungsregelung nicht zuverlässig ist, kann ein tieferer Schnitt in
gewissen Bereichen unerwünschtes Bluten oder andere unerwünschte Effekte der Operation hervorrufen. Das ist der
Grund, warum die meisten Chirurgen im allgemeinen bevorzugen, den Anfangsschnitt mit einem herkömmlichen Skalpell
auszuführen, statt die aktive Elektrode eines Elektrochirurgiegenerators zu benutzen.
Ein weiteres mit der Leistungsregelung zusammenhängendes Problem bei bekannten Elektrochirurgiegeneratoren ist das
Leerlauffeuern oder -funken unmittelbar vor dem Beginn der chirurgischen Prozedur. Bevor die Elektrochirurgieprozedur
beginnt, wird wegen des Leerlaufzustands keine Ausgangsleistung
geliefert. Die Regelschaltungsanordnung versucht, das zu kompensieren, indem sie einen Zustand maximaler Leistungsabgabe
erzeugt. Sobald die aktive Elektrode in bestimmten Abstand von dem Gewebe gebracht wird, kommt es
durch die relativ hohe Spannung, die wegen des durch die Leistungsregelschaltungsanordnung erzeugten Maximalleistungsabgabevermögens
vorhanden ist, zu einem sofortigen Feuern oder Lichtbogen. Die ständige Lichtbogenbildung ist zwar
bei der Koagulations(Fulgurations)-Betriebsart erwünscht, sie ist jedoch bei den anderen Betriebsarten unerwünscht.
Die Leistungsregelschaltungsanordnung kompensiert später die übermäßige Leistung und reduziert sie. Trotzdem verursacht
die anfängliche Lichtbogenbildung oder das anfäng-
liehe Feuern üblicherweise eine übermäßige Gewebezerstörung
und andere unerwünschte Gewebeeffekte. Das Feuern und die
übermäßige Gewebezerstörung können jederzeit dann auftreten, wenn der Chirurg die aktive Elektrode zu dem Gewebe bewegt.
Leerlaufzustände oder Zustände übermäßig hoher Ausgangsimpedanz
vergrößern außerdem die Gefahren von Ausweichpfadverbrennungen für den Patienten. Ausweichpfadverbrennungen
sind Verbrennungen, die durch Strom erzeugt werden, welcher von dem Patienten zu irgendeinem umgebenden geerdeten,
elektrisch leitenden Objekt wie dem Operationstisch fliesfließt, stattüber die Patientenplatte, d.h. die inaktive
Elektrode zu dem Elektrochirurgiegenerator zurückzukehren. Ausweichpfadverbrennungen werden gewöhnlich durch HF-Kriechströme
verursacht, welche durch das HF-Chirurgiesignal erzeugt werden, und durch die Streukapazitäten zwischen dem
Patienten und einem benachbarten geerdeten Objekt fließen. Das Verringern der Ausgangsspannung im Leerlaufzustand oder
im Zustand hoher Impedanz reduziert die Größe und die Möglichkeit von HF-Kriechströmen.
Ein weiteres mit der Leistungsregelung verbundenes Problem bei bekannten Elektrochirurgiegeneratoren bezieht sich auf
das Kurzschließen der Ausgangsklemmen des Generators. Die menschliche Natur bringt es mit sich, daß eine übliche, obgleich
nicht empfohlene Technik zum schnellen Bestimmen, ob ein Elektrochirurgiegenerator funktionsfähig ist, darin
besteht, einfach die beiden Ausgangselektroden kurzzuschliessen und einen elektrischen Funken zu beobachten. Ein nicht
unübliches Ergebnis dieses Kurzschließens ist die Zerstörung der Stromversorgung in dem Generator. Der Generator
wird gezwungen, schnell zu versuchen, von einem Leerlaufzustand hoher Leistung auf einen Kurzschlußzustand niedriger
Impedanz zu regeln. Wegen der Beschränkungen des Regelvermögens werden die elektrischen Leistungskomponenten der
Stromversorgung üblicherweise übersteuert und schnell zerstört, bevor die Kompensation erfolgen kann.
Die Erfindung schafft eine verbesserte Technik zum Regeln
der Ausgangsleistung eines Elektrochirurgiegenerators, der dadurch eine schnellere Ansprechzeit erhält/ damit sich
eine bessere und konstante Leistungsregelung selbst bei Belastungen relativ hoher und niedriger Impedanz ergibt, und
den Ausgangsstrom und die Ausgangsspannung begrenzt, um die
Probleme und die Gefahren zu vermeiden oder zu verringern, die mit dem Leerlauffeuern, Ausweichpfadverbrennungen und
zerstörerischen Kurzschlußströmen verbunden sind.
Gemäß einem der Hauptaspekte der Erfindung wird jeder Zyklus eines HF-Chirurgiesignals, das durch den Elektrochirurgiegenerator
geliefert wird, im Leistungsinhalt geregelt, indem die Breite der Treiberimpulse der Energie moduliert wird.
Die Treiberimpulse erzeugen jeden Zyklus des Chirurgie- oder Operationssignals. Eine geschlossene Leistungsregelanordnung
mit Rückführung erzeugt ein geliefertes Leistungssignal, welches den Leistungsinhalt des Chirurgiesignals darstellt,
durch Abfühlen des Stroms und der Spannung, die dem Chirurgiesignal zugeordnet sind. Die Breite jedes Treiberimpulses
der Energie wird gemäß einer Beziehung des gelieferten Leistungssignals relativ zu einem gewählten Sollausgangsleistungssignal
moduliert, um dadurch den Leistungsinhalt des Chirurgiesignals auf einen Wert zu regeln, der
im wesentlichen dem Sollwert der Ausgangsleistung gleichwertig ist. Da jeder Zyklus des Chirurgiesignals im Leistungsinhalt
geregelt wird, sind sehr schnelle Leistungsregelungsansprechzeiten möglich. Bei den Sollausgangsleistungswerten,
die niedriger als die volle Kapazität des Elektrochirurgiegenerators sind, wird die Leistungsregelung und
-steuerung selbst in Gewebe relativ hoher Impedanz erreicht, im Gegensatz zu den bekannten Elektrochirurgiefallen, in
denen es typisch zum Leistungsabfall und zu mangelnder Re-
a .:■■ ./
gelung kommt.
Gemäß einem weiteren verbesserten Aspekt wird ein Spannungsoder Stromgrenzsignal statt des tatsächlichen abgefühlten
Spannungs- oder Stromsignals benutzt, um den maximalen Ausgangsstrom des Generators bei relativ niedrigen Impedanzen
bzw. die maximale Ausgangsspannung des Generators bei relativ hohen Impedanzen zu begrenzen. Das Begrenzen der maximalen
Ausgangsspannung bei relativ hohen Impedanzen führt zu den
gewünschten Auswirkungen, nämlich zum Reduzieren oder Eliminieren des Feuerns und der unerwünschten Lichtbogenbildung,
des Erzielens der vorteilhaften elektrochirurgischen Effekte am Gewebe und des Reduzierens der Gefahr von Ausweichpfadverbrennungen.
Das Begrenzen des maximalen AusgangsStroms an relativ niedrigen Impedanzen hat den vorteilhaften Effekt,
daß zerstörerische hohe Ströme verhindert werden, selbst wenn die Ausgangsklemmen oder die Elektrochirurgieelektroden des
Generators kurzgeschlossen werden.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigen
Fig. 1 ein Blockschaltbild des Elektrochirur-
giegenerators nach der Erfindung,
Fig. 2 eine erweitertes Schaltbild von gewis
sen Teilen von Fig. 1,
Fig. 3 ein erweitertes Schaltbild von gewis
sen Teilen von Fig. 1,
die Fig. 4A-4M Wellenformdiagramme, welche Signale
veranschaulichen, die an gewissen Stellen in den in den Fig. 1 und 3 gezeigten
Schaltbildern vorhanden sind,
3S31576
Fig. 5 ein Diagramm, in welchem die Ausgangs-
chirurgiesignalleistung über der Ausgangs (Gewebe) -Impedanz in Form von Leistungsregelkurven
aufgetragen ist, die durch die Schaltungsanordnung nach Fig. 2 erzielt werden,
Fig. 6 ein Diagramm, in welchem die Ausgangs-
chirurgiesignalleistung über der Ausgangs (Gewebe)-Impedanz des Elektrochirurgiegenerators
aufgetragen ist, wobei an einem Teil der in Fig. 2 gezeigten Schaltung Modifizierungen vorgenommen
worden sind, und
Fig. 7 ein Schaltbild einer Schaltung, die
einen Teil einer in Fig. 2 gezeigten Schaltung ersetzt.
Eine bevorzugte Ausführungsform des Elektrochirurgiegenerators
nach der Erfindung ist in Fig. 1 gezeigt und insgesamt mit der Bezugszahl 10 bezeichnet. Eine Steuertafel 12 des
Generators 10 weist die typischen Schalter und andere Steuervorrichtungen zum Steuern der Betriebsart des Generators
10 und des Wertes der in jeder Betriebsart abzugebenden Leistung auf. Darüber hinaus kann die Steuertafel 12 Einrichtungen
aufweisen zum Einstellen der Mischung (blend) oder der relativen Werte des Schneidens und Blutstillens, die während
der Betriebsart des Schneidens mit Blutstillung auftritt. Wechselstrom wird dem Generator 10 aus einer herkömmlichen
Wechselstromleitung 14 geliefert. Eine steuerbare Gleichstromversorgung
16 wandelt den Wechselstrom aus der Leitung 14 in Gleichstrom an einer Stelle 20 um. Ein Leistungsausgangssteuersignal
wird an einer Stelle 18 von der Steuerta-
-μ- 353157$
tel 12 geliefert, um die Gleichstromleistungsabgabe der
Stromversorgung 16 an der Stelle 20 entsprechend dem Wert
der gewünschten Leistung zu steuern und im allgemeinen zu begrenzen. Die Ausgangsleistung an der Stelle 20 aus der
Stromversorgung 16 wird einem herkömmlichen HF-Elektrochirurgieverstärker
22 zugeführt. Der Verstärker 22 wandelt die Gleichstromleistung an der Stelle 20 in ein periodisches/
pulsbreitenmoduliertes Signal an einer Stelle 24 um. Ein Leistungstransformator 26 empfängt das pulsbreitenmodulierte
Signal bei 24 und wandelt es in ein wechselndes oder wechselstrompulsbreitenmoduliertes
Signal bei 28 um.
Das wechselnde pulsbreitenmodulierte Signal bei 28 wird an ein Bandpaßfilter 30 angelegt, das eine Bandpaßcharakteristik
nur bei der vorbestimmten Hochfrequenz des von dem Generator 10 gelieferten Chirurgiesignals hat. Das Chirurgiesignal erzeugt
den chirurgischen Effekt, d.h. es dient zum Ausführen einer Operation. Die Frequenz des Operations- oder Chirurgiesignals
ist ausreichend hoch, um das Stimulieren von Nerven zu vermeiden, und hat beispielsweise einen Wert von 500 kHz.
Das Bandpaßfilter 30 eliminiert alle Harmonischen höherer Ordnung, die durch den Verstärker 22 oder den Transformator
26 erzeugt werden, um die Gefahr von Ausweichpfad(Streukapazität
s) -Verbrennungen für den Patienten zu reduzieren. Das Bandpaßfilter 30 verhindert außerdem das Vorhandensein von
umlaufenden Gleichströmen, die durch Gleichrichtungseffekte des Gewebes erzeugt werden. Das Bandpaßfilter 30 wandelt das
Wechselsignal bei 28 in eine Sinusschwingung um, und zwar aufgrund
der Effekte der passiven Blindelemente des Filters. Das HF-Chirurgiesignal wird an einen Leiter 32 angelegt, der mit
der durch den Chirurgen benutzten aktiven Elektrode verbunden ist. Ein Leiter 34 ist der Referenzpotentialleiter für das
HF-Chirurgiesignal und ist mit der Patientenplatte oder inaktiven Elektrode verbunden, auf der der Patient angeordnet ist.
Wenn ein bipolares Elektrochirurgieinstrument benutzt wird, sind beide Leiter 32 und 34 mit dem Instrument verbunden.
Nicht dargestellte Ausgangstrennkondensatoren können in den Leitern 32 und 34 angeordnet sein, um ebenfalls
umlaufende Gleichströme zu blockieren.
Ein Stromfühler 36 ist in Reihe in den Leiter 32 geschaltet,
um ein Augenblicksstromabfühlsignal bei 38 abzunehmen, das in Beziehung zu der Augenblicksgröße des in dem Leiter
32 fließenden Stroms steht.Ein Spannungsfühler 40 ist elektrisch zwischen die Leiter 32 und 34 geschaltet und
dient zum Gewinnen eines Augenblicksspannungsabfühlsignals bei 42, welches die Augenblicksspannung darstellt, die
zwischen den Leitern 32 und 34 vorhanden ist. Demgemäß werden sowohl der Augenblicksausgangsstrom als auch die Augenblicksausgangsspannung
des HF-Chirurgiesignals an einem Punkt in dem Generator 10 abgefühlt, wo das Chirurgiesignal
geliefert wird. Eine genaue Anzeige der Größe des Augenblicksausgangsstroms
und der -spannung,die dem Gewebe zugeführt werden, wird dadurch erzielt. Genauere Abfühlsignale
werden im Vergleich zu einigen bekannten Anordnungen zum Abfühlen entweder des Stroms oder der Spannung oder von beiden,
wenn diese der Eingangsklemme eines Verstärkers oder der Eingangsklemme eines Ausgangstransformators u.dgl. zugeführt
werden, erzielt. Diese bekannten Anordnungen haben den beträchtlichen Nachteil, daß Verluste und Unzulänglichkeiten
in Schaltungselementen wie den Verstärkern und Transformatoren nicht berücksichtigt werden.
Zum Erzielen der individuellen Impuls- und Zyklusenergieregelung
des HF-Chirurgiesignals werden die Strom- und Spannungsabfühlsignale bei 38 bzw. 4 2 an Effektivwert/
Gleichstrom-Wandler 44 bzw. 46 angelegt. Die Wandler 44 und 4 6 wandeln die Eingangsabfühlsignale in einen Effektivwert um, der durch ein Gleichstromausgangssignal dargestellt
wird. Demgemäß ist das bei 48 vorhandene Signal ein
-M-
Gleichstrorasignal, welches den Effektivwert des tatsächlichen
Ausgangsstroms des Chirurgiesignals darstellt, und das bei 50 vorhandene Signal ist ein Gleichstromsignal, welches
den Effektivwert der tatsächlichen Ausgangsspannung des an den Patienten angelegten Chirurgiesignals darstellt.
Das Umwandeln der Augenblicksstrom- und -spannungsabfühlsignale
in Effektivwerte ergibt eine wahre und genaue Darstellung der Größe des Stroms und der Spannung, die in dem
Chirurgiesignal tatsächlich geliefert werden, was im Gegensatz zum Stand der Technik steht, wo keine Effektivwertumwandlung
erfolgt.
Das effektivstrombezogene Signal bei 48 wird an eine Strombegrenzungsschaltung
52 angelegt, und das effektivspannungsbezogene Signal bei 5 0 wird an eine Spannungsbegrenzungsschaltung
54 angelegt. Mindeststromgrenz- und Mindestspannungsgrenzsignale bei 56 bzw. 58 werden an die Begrenzungsschaltungen 52 bzw. 54 aus einer Skalierschaltung 60 angelegt.
Die Skalierschaltung 60 wird durch eine Betriebsartlogikschaltung 62 gesteuert, welche Skaliersteuersignale
bei 64 an die Skalierschaltung 60 abgibt. Die Skalierschaltung 60 wird außerdem durch ein Gewählte-Leistung-Signal
66 gesteuert, das durch die Steuertafel 12 geliefert wird. Die Betriebsartlogikschaltung 62 wird durch Betriebsartsteuersignale
gesteuert, welche bei 65 aus der Steuertafel 12 angelegt werden. Die Betriebsartsteuersignale bei 65 legen
die Betriebsart des Generators 10 fest. Die Betriebsartlogikschaltung
6 2 gibt außerdem ein Steuersignal bei 67 an die Stromversorgung 16 ab, das die Größe der Gleichstromleistung
bei 20 gemäß der gewählten Betriebsart steuert.
Die Größe des Mindeststromgrenzsignals bei 56 und die Grösse
des Mindestspannungsgrenzsignals bei 58 werden durch die Betriebsart des Generators 10 und durch die Größe des Gewähl-
te-Leistung-Signals, das bei 66 angelegt wird, festgelegt.
Das Mindeststromgrenzsignal bei 56 stellt eine Mindestgrösse des Stroms dar, der hohen Impedanzen zugeführt werden
sollte, und bewirkt, daß die Maximalspannung des an hohe Impedanzen angelegte Chirurgiesignals begrenzt wird. Das
Mindestspannungsgrenzsignal bei 58 stellt die Größe der Ausgangsspannung dar, die an niedrige Impedanzen angelegt
werden sollte, und bewirkt, daß der Maximalstrom des Chirurgiesignals, das an niedrige Impedanzen angelegt wird, begrenzt
wird.
Die Begrenzungsschaltung 5 2 vergleicht das Mindeststromgrenzsignal
bei 56 mit dem Signal bei 48, welches die tatsächliche Größe des Stroms darstellt, der in dem Chirurgiesignal
geliefert wird. Solange das effektivstrombezogene Signal bei 48 das Mindeststromgrenzsignal bei 56 übersteigt,
liefert die Strombegrenzungsschaltung 52 ein Stromabgabesignal bei 68, welches dem Signal bei 48 entspricht. Ebenso
vergleicht die Spannungsbegrenzungsschaltung 54 das Mindestspannungsgrenzsignal bei 58 mit dem Signal bei 50, welches
die tatsächliche gelieferte Spannung des HF-Chirurgiesignals darstellt. Solange das effektivspannungsbezogene
Signal bei 50 das Mindestspannungsgrenzsignal bei 58 übersteigt, ist ein Spannungsabgabesignal bei 70 vorhanden,
welches dem Signal bei 50 entspricht. Sollte entweder das effektivstrombezogene Signal oder das effektivspannungsbezogene
Signal unter die Werte der Signale auf den Leitern 56 bzw. 58 fallen, wird das Mindeststromgrenzsignal oder
das Mindestspannungsgrenzsignal geklemmt und bei 6 8 bzw. 70 als das Stromabgabesignal oder das Spannungsabgabesignal
geliefert. Demgemäß ist das Stromabgabesignal bei 68 entweder das effektivstrombezogene Signal bei 48 oder das
bei 56 vorhandene Mindeststromgrenzsignal, je nachdem, welches von beiden größer ist. Ebenso ist das Spannungsabgabe-
353157
signal bei 70 entweder das effektivspannungsbezogene Signal
bei 50 oder das Mindestspannungsgrenzsignal bei 58, je nachdem,
welches von beiden das größere ist. Das Begrenzen des Stromabgabesignals bei 68 auf einen Wert, der nicht kleiner
ist als das Signal bei 56, bewirkt, daß die Ausgangsspannung des Chirurgiesignals bei hohen Impedanzen auf einem vorbestimmten
Maximalwert gehalten wird. Das Begrenzen des Spannungsabgabesignals bei 70 auf die Mindestgröße, die durch
das Signal bei 58 festgelegt ist, bewirkt, daß der Ausgangsstrom des Chirurgiesignals bei niedrigen Impedanzen auf
einen vorbestimmten und sicheren Maximalwert begrenzt wird.
Ein Signal, das die Abgabeleistung, d.h. die gelieferte Leistung darstellt, wird durch einen herkömmlichen Analogmultiplizierer
72 erzeugt, indem das Stromabgabesignal bei 68 und das Spannungsabgabesignal bei 70 multipliziert werden.
Der Multiplizierer 72 liefert ein Abgabeleistungssignal bei 74.
Die Skalierschaltung 60 liefert außerdem ein Signal bei 76, welches einen Sollausgangsleistungswert des Chirurgiesignals
darstellt. Die Skalierschaltung 60 legt das Sollausgangsleistungssignal bei 76 gemäß dem Gewählte-Leistung-Signal bei
66 aus der Steuertafel 12 und gemäß Skaliersteuersignalen bei 64 fest, die durch die Betriebsartlogikschaltung 62 gemäß
der gewählten Betriebsart geliefert werden.
Das Sollausgangsleistungssignal bei 76 und das Abgabeleistungssignal
bei 74 werden in einem Differenzverstärker 78 miteinander verglichen, und ein Fehlersignal wird bei 80
geliefert. Das Fehlersignal bei 80 stellt die Größendifferenz zwischen der Abgabeleistung und der Solleistung dar.
Eine Pulsbreitenraodulationsschaltung 82 empfängt das Fehlersignal
bei 80 und benutzt das Fehlersignal zum Erzeugen
- *·■- 353157a
eines Pulsbreitensteuersignals bei 84.
Eine Verstärkertreiberschaltung 86 empfängt das Pulsbreitensteuersignal bei 84 und erzeugt ein Treibersignal bei 90.
Das Treibersignal besteht aus einer Reihe von Treiberimpulsen,
die mit einer vorbestimmten Frequenz geliefert werden, um die vorbestimmte Frequenz des Chirurgiesignals festzulegen. Die
Breite oder zeitliche Dauer jedes Treiberimpulses wird durch das Pulsbreitensteuersignal bei 84 gesteuert. Das Treibersignal
bei 90 steuert den Betrieb des Verstärkers 22. Jeder Treiberimpuls legt die Breite und damit den Energieinhalt jedes
Impulses des pulsbreitenmodulierten Signals bei 24 fest. Die Breite jedes Impulses des pulsbreitenmodulierten Signals
legt die Ausgangsleistung jedes Zyklus des Chirurgiesignals fest. Somit wird die Leistung schließlich durch das Pulsbreitensteuersignal
bei 84 gesteuert.
Ein Tastverhältnisgenerator 92 wird durch ein Signal bei 94 aus der Betriebsartlogikschaltung 62 gesteuert. Ein Tastverhältnissignal
bei 96 aus dem Tastverhältnisgenerator 92 steuert ebenfalls die Verstärkertreiberschaltung 86. Ein
Tastverhältnisbetrieb wird typisch bei den Betriebsarten des Generators 10 des Schneidens mit Blutstillung und der Koagulation
festgelegt. Das Tastverhältnissignal bei 96 bewirkt, daß die Verstärkertreiberschaltung 86 das Abgeben der Impulse
in dem Treibersignal bei 90 in einem periodischen Tastverhältnis gemäß der Betriebsart steuert. Beim Schneidbetrieb
ist das chirurgische Signal eine kontinuierliche Sinusschwingung, und der .Tastverhältnisgenerator 92 ist außer
Betrieb. Ein Synchronisier- oder Oszillatorsignal wird bei 98 durch die Verstärkertreiberschaltung 86 geliefert, um
die Pulsbreitenmodulationsschaltung 82 zu veranlassen, synchron mit derselben Frequenz wie die der Treiberimpulse des
Treibersignals bei 90 anzusprechen.
Das Pulsbreitensteuersignal bei 84 wird durch einen Vergleich des Abgabeleistungssignals mit dem Gewählte-Sollausgangsleistung-Signal
gewonnen. Geringfügige Schwankungen in dem Ausgangswert bei 20 der steuerbaren Gleichstromversorgung 16
werden weitgehend unbedeutsam, weil die primäre oder verfeinerte Leistungssteuerung durch Pulsbreitenmodulation erzielt
wird. Die Anzahl der Komponenten der Hauptgleichstromversorgung und die Kosten der Stromversorgung sowie die
Größe und das Gewicht des Elektrochirurgiegenerators können reduziert werden. Beispielsweise kann der teuere und schwere
Netztransformator der typischen bekannten Elektrochirurgiegenerators
tromver sorgung im wesentlichen beseitigt und durch im Phasenwinkel steuerbare Schaltvorrichtungen zum
Steuern der Größe der Leistung, die von dem Wechselstromnetz direkt zu den typischen Gleichrichtern und Filterkondensatoren
geleitet wird, ersetzt werden. Eine Stromversorgung zu geringeren Kosten, mit weniger Komponenten, mit geringerer
Größe und geringerem Gewicht ergibt sich, mit der aber weiterhin ein ausreichendes Ausmaß an Grobleistungsregelung
in der Stromversorgung 16 erzielbar ist, damit durch die Pulsbreitenmodulationstechnik die endgültige genaue Leistungsregelung
erfolgen kann.
Weil jeder Treiberimpuls mit der vorbestimmten Hochfrequenz breiten- und energiemoduliert ist, sind die Leistungsregelungsansprechzeiten
kurz. Der Chirurg kann die Operation, während diese vonstatten geht, genauer und präziser steuern,
und viele der im Stand der Technik typisch auftretenden unerwünschten Effekte, die durch Gewebeimpedanzänderungen verursacht
werden, können wesentlich reduziert oder eliminiert werden.
Einzelheiten der Effektivwert/Gleichstrom-Wandler 44 und 46,
der Begrenzungsschaltungen 52 und 54, des Multiplizierers 72, des Komparators 78 und der Skalierschaltung 60 sind in
Fig. 2 gezeigt.
US ':
Das Gewählte-Leistung-Signal bei 66 wird durch Einstellen
eines herkömmlichen Potentiometers (nicht dargestellt) auf der Steuertafel 12 (Fig. 1) gewonnen. Das Gewählte-Leistung-Signal
bei 66 ist ein Spannungssignal, welches den Leistungssollwert darstellt. Das Gewählte-Leistung-Signal
wird benutzt, um das Mindeststromgrenzsignal bei 56 zu erzeugen,
das an die Begrenzungsschaltung 52 angelegt wird. Das Mindeststromgrenzsignal bei 56 wird durch Anlegen des Gewählte-Leistung-Signals
bei 66 an einen Operationsverstärker 100 erzeugt. Eine herkömmliche Quadratwurzelschaltung
102 ist zwischen die Ausgangsklemme des Operationsverstärkers 100 und dessen Eingangsklemme, die das Gewählte-Leistung-Signal
bei 66 empfängt, geschaltet. Das Ausgangssignal des Operationsverstärkers 100, das bei 104 vorhanden
ist, stellt allgemein die Quadratwurzel des Gewählte-Leistung-Signals
bei 66 dar. Die Quadratwurzel des Gewählte-Leistung-Signals ist erwünscht, weil das Mindeststromgrenzsignal
bei 56 die Ausgangsspannung des Chirurgiesignals
bei hohen Impedanzen auf einen maximalen konstanten Wert steuert und begrenzt. Die Ausgangsspannung des Chirurgiesignals
steht bei einer Belastung bestimmter Impedanz oder bestimmten Widerstands zu der Ausgangsleistung durch eine
quadratische Funktion in Beziehung, weshalb die Ausgangsleistung zu der Ausgangsspannung durch eine Quadratwurzelfunktion
in Beziehung steht. Da das Gewählte-Leistung-Signal bei 66 die Leistung darstellt, bezieht sich ihre Quadratwurzel
bei einer Last bestimmter Impedanz oder bestimmten Widerstands auf eine Ausgangsspannung des Chirurgiesignals.
Das Signal bei 104 ist daher eine nichtlineare (Quadratwurzel-)Funktion des Gewählte-Leistung-Signals bei
66.
Eine Skalierfunktion wird an dem Signal bei 104 durch einen
herkömmlichen Analogschalter 106 und eine Widerstandstei-
lerschaltung ausgeführt. Die Skaliersteuersignale aus der
Betriebsartlogikschaltung 62 (Fig. 1) werden bei 64 geliefertem den herkömmlichen Analogschalter 106 der Skalierschaltung
60 wahlweise zu steuern. Die SkalierSteuersignale bestehen aus mehreren einzelnen Signalen, zur Vereinfachung
der Beschreibung wird aber jedes auf 64 bezogen. Beim Anlegen eines Skaliersteuersignals bei 64 wird einer der Schalter
106A oder 106B geschlossen, und eine Spannungsteilerschaltung wird zwischen einem der Widerstände 108 oder 110
und dem Widerstand 112 hergestellt. Der Schalter 106A oder 106B, der geschlossen wird, hängt von der Betriebsart
des Elektrochirurgiegenerators ab, die durch den Chirurg gewählt wird. Zur Vereinfachung der Beschreibung werden nur
zwei verschiedene Skalierfunktionen aus dem Analogschalter 106 erzielt, obgleich in Wirklichkeit eine größere Anzahl gemäß
wenigstens drei verschiedenen Betriebsarten des Elektrochirurgiegenerators zur Verfügung steht. Die Größe des Grenzsignals
wird durch die Widerstandsteilerschaltung festgelegt.
Das Mindeststromgrenzsignal bei 56, welches die Maximalausgangsspannung
des Chirurgiesignals begrenzt, wird an den positiven Eingang einer Präzisionsklemmschaltung 114 der Begrenzungsschaltung
52 angelegt. Das effektivstrombezogene Signal bei 48 wird an den negativen Eingang der Klemmschaltung
114 angelegt. Solange das effektivstrombezogene Signal bei 48 das Mindeststromgrenzsignal bei 56 übersteigt, ist
das effektivstrombezogene Signal bei 48 an der Stelle 68 als das Stromabgabesignal vorhanden. Sollte jedoch das effektivstrombezogene
Signal bei 48 unter das Mindeststromgrenzsignal bei 56 sinken, liefert die Klemmschaltung 114 das Mindeststromgrenzsignal bei 68 als das Stromabgabesignal. Obgleich
der Elektrochirurgiegenerator tatsächlich weniger als den vorbestimmten Mindeststrom in dem Chirurgiesignal
liefern kann, arbeitet daher die Leistungsregelschaltungsanordnung auf der künstlichen Basis, daß der Mindeststrom geliefert
J531576
wird. Die Maximalausgangsspanramg des Chirurgiesignals wird entsprechend
begrenzt. Der Effekt ist, daß die tatsächliche Ausgangsleistung des Elektrochirurgiegenerators bei hohen
Impedanzen abnimmt, weil die Leistungsregelungsrückführungs schaltung auf der künstlichen Basis einer konstanten Ausgangs
stromlieferung bei hohen Impedanzen arbeitet, und zwar
wegen des Einführens des Mindeststromgrenzsignals bei 56 in die Leistungsberechnung in dem Multiplizierer 72 statt
des effektivstrombezogenen Signals bei 48.
Beispiele der Verringerung der tatsächlichen Leistung in dem Chirurgiesignal aus dem Elektrochirurgiegenerator bei
hohen Impedanzen durch die Verwendung eines Mindeststromgrenzsignals, das in Beziehung zu der Quadratwurzel des Gewählte-Leistung-Signals
oder des Wertes der gewählten Leistung steht, sind als Kurven 5A, 5B, 5C und 5D in Fig. 5
gezeigt. Die vier Kurven 5A, 5B, 5C und 5D stellen gewählte Leistungseinstellungen für den Elektrochirurgiegenerator
von 100%, 75%, 50% bzw. 25% dar. Die Kurve 5A stellt deshalb
das maximale Leistungsabgabevermögen des Elektrochirur giegenerators dar. Durch Gewinnen des Mindeststromgrenzsignals
aus der Quadratwurzel des Gewählte-Leistung-Signals, wie es mit Bezug auf Fig. 2 beschrieben worden ist, erfolgt
die Abnahme des Leistungsregelungsvermögens bei irgendeinem gewählten Leistungswert ungefähr bei derselben vorbestimmten
relativ hohen Impedanz, die in Fig. 5 mit ZH bezeichnet ist, und zwar nichtlinear, insgesamt wie die nichtlineare
Leistungsabnahme beim maximalen Leistungsabgabevermögen.
Bei vielen Verwendungszwecken ist es erwünscht, die Leistungsabnahme
bei hohen Impedanzen zu vermeiden, wenn der Elektrochirurgiegenerator bei weniger als seinem maximalen
gewählten Leistungsvermögen arbeitet. Zum Vermeiden der Abnahme der Leistung, die in Fig. 5 gezeigt ist, bei den hohen
Impedanzen, wenn der Generator bei weniger als seinem
maximalen Ausgangsleistungswert arbeitet, wird die Strombegrenzungsschaltung
52 eliminiert, und das Mindeststromgrenzsignal bei 56 wird nicht erzeugt. Stattdessen wird das effektivstrombezogene
Signal 48 direkt als das Stromabgabesignal bei 68 an den Mulitplizierer 72 angelegt. Die Leistungsregelungskurven
6A, 6B, 6C und 6D, die in Fig. 6 dargestellt sind, ergeben sich in diesem Fall. Die Kurve 6A stellt das maximale Leistungsabgabevermögen
des Elektrochirurgiegenerators dar und stimmt im wesentlichen mit der Kurve 5Ά in Fig. 5 überein.
Die Kurven 6B, 6C und 6D stellen die Leistungabgabe bei 75%, 50% bzw. 25% des Maximalleistungsabgabevermögens dar. Bei weniger
als dem maximalen Leistungsabgabevermögen wird konstante oder geregelte Leistung an Impedanzen abgegeben, die grosser
als die Impedanz ZH sind. Geregelte Leistung wird abgegeben, bis das Maximalabgabevermögen des Elektrochirurgiegenerators
erreicht ist, d.h., wenn die Kurven 6B, 6C oder 6D die Kurve 6A schneiden, in welchem Punkt die Leistungsabnahme erfolgt,
weil das Eigenmaximalleistungserzeugungsvermögen erreicht ist.
Das Erzielen der Konstantleistungsregelung bei hohen Impedanzen bei weniger als maximalen gewählten Leistungsabgabewerten
ist eine wichtige Verbesserung in der Elektrochirurgie. Es ist festgestellt worden, daß sich viele vorteilhafte Auswirkungen
infolge der Konstantleistungsregelung ergeben, wenn die Gewebeimpedanz zunimmt oder wenn Gewebe relativ hoher Impedanz
während der Elektrochirurgieprozedur angetroffen werden. Ein besseres Operationsergebnis kann der Chirurg wegen dieser
Konstantleistungsregelung erzielen. Die Pulsbreitenmodulationstechnik ist für die Leistungsregelung an höheren Lastimpedanzen
wirksamer als die bekannten Leistungsregeltechniken.
In einigen anderen Fällen ist es erwünscht, die Begrenzungsschaltung 52 beizubehalten und ein Mindeststromgrenzsignal bei
56 zu erzeugen, aber den Wert und die Beziehung des Mindest-
7%
-ββ-
stromgrenzsignals zu anderen Signalen und Betriebsbeschränkungen
des Elektrochirurgiegenerators zu modifizieren. Es kann beispielsweise erwünscht sein, die Maximalausgangsspannung
des Chirurgiesignals zu begrenzen, um das Feuern und die Gefahr von Ausweichpfadverbrennungen zu verhindern oder
zu reduzieren, aber weiterhin eine Konstantleistungsregelung an Geweben hoher Impedanz zu erzielen. Ein Schaltungsteil,
der in Fig. 7 gezeigt ist, ist ein Beispiel einer Schaltung, die ein konstantes Mindestgrenzsignal bei 56 erzeugen wird.
Der Operationsverstärker 100 und die Quadratwurzelschaltung
102 nach Fig. 2 sind eliminiert und an ihrer Stelle wird der in Fig. 7 gezeigte Schaltungsteil verwendet. Das Signal bei
104 ist direkt mit einer konstanten positiven Schaltungsspannung verbunden. Die Widerstandsschaltung, die aus den Widerständen
108, 110 und 112 besteht, und das wahlweise Schliessen
eines der Schalter 106A oder 106B legen das Mindeststromgrenzsignal bei 56 fest. Ein Beispiel einer Schaltung, die
ein Grenzsignal erzeugt, welches sich in bezug auf ein weiteres variables Signal linear verändert, wird durch die
folgende Beschreibung der Spannungsbegrenzungsschaltung 54 veranschaulicht, wobei dasselbe Prinzip bei der Erzeugung
von Mindeststromgrenzsignalen angewandt werden kann.
Verschiedene Typen von Mindeststromgrenzsignalen bei 56 sind somit beschrieben worden. Ein Mindeststromgrenzsignal,
das sich in nichtlinearer Beziehung (z.B. gemäß einer Quadratwurzelbeziehung) zu einem variablen Signal (z.B. dem
Gewählte-Leistung-Signal bei 66) verändert, wird dem Schaltungsteil
entnommen, der in Fig. 2 gezeigt ist. Ein konstantes Mindeststromsignal ungeachtet der Leistungseinstellung
wird dem Schaltungsteil entnommen, der in Fig. 7 dargestellt
ist. Ein sich linear änderndes Mindeststromgrenzsignal
wird durch die folgende Beschreibung der Entnahme des Mindestspannungsgrenzsignals bei 58 veranschaulicht. Aus
diesen Beispielen geht hervor, daß Schaltungen zum Erzeugen
- -4M -
von speziell maßgeschneiderten Mindeststromgrenzsignalen
möglich sind. Diese Schaltungen könnten das Leistungsabgabevermögen bei weniger als den maximalen Leistungseinstellungen
regeln, um sie besonderen Arten von chirurgischen Prozeduren anzupassen, falls festgestellt werden sollte, daß die
besonderen Arten von chirurgischen Prozeduren speziell maßgeschneiderte Leistungsregelkurven bei besonderen Impedanzen
erfordern.
Zum Erzielen des Sollausgangsleistungssignals bei 76 gemäß der Darstellung in Fig. 2 wird das Gewählte-Leistung-Signal
bei 66 infolge eines Analogschalters 116 skaliert, der durch die bei 64 angelegten Skaliersteuersignale gesteuert wird,
und zwar gemäß der gewählten Betriebsart. Das Schließen des Schalters 116A bewirkt, daß das volle Gewählte-Leistung-Signal
an den Operationsverstärker 118 angelegt wird, der als
Puffer dient. Das Solleistungsausgangssignal bei 76 stimmt unter diesen Umständen mit dem Gewählte-Leistung-Signal bei
66 überein. Das Schließen des Schalters 116B legt eine Spannungsteilerschaltung aus Widerständen 120 und 122 fest, um
die Größe des Gewählte-Leistung-Signals bei 66 zu reduzieren und zu bewirken, daß das Solleistungsausgangssignal bei 76
diesem reduzierten Wert entspricht.
Das Mindestspannungsgrenzsignal bei 58 wird dem Sollausgangsleistungssignal
bei 76 entnommen. Das Sollausgangsleistungssignal bei 76 wird wahlweise auf eine Spannungsteilerschaltung
aus Widerständen 124, 126 und 128 durch einen Analogschalter 130 der Skalierschaltung 6 0 geschaltet. Die Schalter
130A und 130B werden durch die bei 64 angelegten Skaliersteuersignale
wahlweise gesteuert. Das Mindestspannungsgrenzsignal bei 58, das den Maximalausgangsstrom des Chirurgiesignals
steuert, steht in linearer Beziehung zu dem Sollausgangsleistungssignal bei 76, und zwar wegen der Spannungs-
teilerschaltung.
Ein Operationsverstärker 132 dient als Präzisionsklemmschaltung in der Begrenzungsschaltung 54. Das Mindestspannungsgrenzsignal
bei 58 wird an die positive Klemme des Operationsverstärkers
132 angelegt, und das effektivspannungsbezogene Signal bei 50 wird an die negative Klemme angelegt.
Solange das effektivspannungsbezogene Signal bei 50 grosser als das Mindestspannungsgrenzsignal bei 58 ist, wird
das effektivspannungsbezogene Signal als das Spannungsabgabesignal
bei 70 geliefert. Sollte jedoch das effektivspannungsbezogene Signal bei 50 unter das Mindestspannungsgrenzsignal
bei 58 sinken, wird das Mindestspannungsgrenzsignal als das Spannungsabgabesignal bei 70 geliefert.
Durch das Einführen des Mindestspannungsgrenzsignals als einen künstlichen Ersatz für das effektivspannungsbezogene
Signal wird der Maximalausgangsstrom des Chirurgiesignals auf einen Maximalwert begrenzt, obgleich die Ausgangsimpedanz
tatsächlich so niedrig sein kann, daß ein viel größerer Ausgangsstrom tatsächlich aus dem Elektrochirurgiegenerator
fließen sollte. Für jeden Sollausgangsleistungswert wird ein Mindestspannungswertsignal festgelegt, das in linearer
Beziehung zu diesem Sollausgangsleistungswert steht. Weil das Mindestspannungsgrenzsignal bei 58 diesen konstanten
maximalen Ausgangsstrom des Chirurgiesignals festlegt, den der Elektrochirurgiegenerator an niedrige Impedanzen
abgeben wird, stehen das Mindestspannungsgrenzsignal und das Sollausgangsleistungssignal bei 76 in linearer Beziehung
zueinander. Der Ausgangsstrom wird bei allen niedrigen Impedanzen auf einen vorbestimmten Maximalwert begrenzt,
und zwar ungeachtet der Leistungseinstellungen. Das wird unter Bezugnahme auf die Bereiche niedriger Impedanz der
Diagramme der Fig. 5 und 6 verständlich. Die Ausgangslei-
stung des Elektrochirurgiegenerators steigt ungefähr linear an, wenn die Impedanz im Bereich niedriger Impedanz (bis ZL)
ansteigt, und zwar wegen des konstanten Maximalwerts, den der Strom bei niedrigen Impedanzen aufgrund der Einführung
des künstlichen Mindestspannungsgrenzsignals bei 58, das in Beziehung zu dem Solleistungsausgangswert steht, erreichen
kann. Die Begrenzung des Maximalausgangsstroms verhindert, neben anderen Vorteilen, die innere Zerstörung von Schaltungselementen des Elektrochirurgiegenerators.
Die Strom- und Spannungsabgabesignale bei 68 bzw. 70 werden an die Eingangsklemmen eines herkömmlichen Multiplizierers
72 angelegt, wie es in Fig. 2 gezeigt ist. Diese Signale werden miteinander multipliziert, und das Produktsignal wird
als ein Abgabeleistungssignal bei 74 an die positive Eingangsklemme des Differenzverstärkers 78 angelegt. Das Sollausgangsleistungssignal
bei 76 wird über eine Widerstandsschaltung an die negative Eingangsklemme des Differenzverstärkers 78
angelegt. Der Differenzverstärker 78 liefert ein Fehlersignal bei 80, welches in seiner Größe und in seinem Vorzeichen (positiv
oder negativ) in Beziehung zu der Differenz zwischen dem Abgabeleistungssignal bei 74 und dem Sollausgangssignal
bei 76 steht. Wenn es eine große Ungleichheit zwischen der abgegebenen Leistung und der Solleistung gibt, hat das Fehlersignal
bei 80 einen großen Wert. Wenn die Abgabeleistung ungefähr gleich der Solleistung ist, hat das
Fehlersignal bei 80 eine sehr geringe Größe oder ist im wesentlichen nicht vorhanden. Das Vorzeichen des Fehlersignals
bei 80 legt fest, ob mehr oder weniger Leistung geliefert werden sollte, um die Regelung zu erzielen.
Die Effektivwert/Gleichstrom-Wandler 44 und 46 sind ebenso
wie der Multiplizierer 72 herkömmliche Schaltungskomponenten. Effektivwert/Gleichstrom-Wandler, die sich als zufriedenstel-
lend erwiesen haben, sind der Typ AD 536 AJH der Analog Devices, Two Technology Way, P.O. Box 280, Norwood, Massachusetts
02062, V.St.A.
Einzelheiten der Pulsbreitenmodulationsschaltung 82, der Verstärkertreiberschaltung 86, des HF-Verstärkers 22 und
des Ausgangstransformators 26 sind in Fig. 3 gezeigt. Das Fehlersignal bei 80 aus dem Differenzverstärker 78 (Fig. 1
und 2) wird an einen herkömmlichen Integrator angelegt, der aus einem Operationsverstärker 134 und einer integrierenden
Rückführungsschaltung, welche einen Kondensator 136 enthält, besteht. Der Integrator bewirkt, daß das Fehlersignal 80
ständig über der Zeit integriert oder gemittelt wird, und sorgt für die Regelkreisstabilität. Das Ausgangssignal des
Integrators bei 138 ist immer ein Triggerpegelsignal positiven Wertes. Das Vorzeichen des Fehlersignals, das durch den
Differenzverstärker 78 (Fig. 2) erzeugt wird, wird mit dem Betrieb des Integrators koordiniert, um dieses Triggersignal
positiven Wertes zu erzeugen. Wenn das Fehlersignal bei 80 im Vorzeichen negativ ist, was einen Bedarf an mehr Leistung
anzeigt, vergrößert die Integration die Größe des Triggerpegelsignals bei 138. Wenn das Fehlersignal bei 80 im Vorzeichen
positiv ist, was einen Bedarf an weniger Leistung anzeigt, verringert die Integration die Größe des Triggerpegelsignals
bei 138. Wenn das Fehlersignal bei 80 null oder nicht vorhanden ist, bleibt die Größe des Triggerpegelsignals bei 138 unverändert
.
Das Triggerpegelsignal bei 138 wird an die Basisklemme eines
Transistors 140 angelegt. Ein Transistor 142 und der Transistor 140 bilden einen diskreten Komparator. Das andere Eingangssignal
dieses diskreten Komparators wird bei 144 an die Basisklemme des Transistors 142 angelegt. Dieses andere Eingangssignal
bei 144 ist das Signal an einem Kondensator 146. Ein Transistor 148 und seine zugeordneten Vorspannungselemen-
te bilden eine Konstantstromquelle zum Aufladen des Kondensators 146 mit einer konstanten Stromrate. Demgemäß steigt das
Spannungssignal an dem Kondensator 146 linear oder rampenförmig an und erzeugt somit ein Rampen- oder Sägezahnsignal bei 144. Ein Signal
bei 150 aus einem herkömmlichen Flankendetektor 152 speist einen Feldeffekttransistor (FET) 154/ um den Kondensator 146
zu entladen. Nachdem der Kondensator 146 entladen worden ist, beginnt er sofort, sich wieder aufzuladen.
Das Sägezahnsignal bei 144 an dem Kondensator 146 ist periodisch, weil das Flankensignal bei 150 periodisch ist, und der
Kondensator 146 entlädt sich über den FET 154 periodisch. Das periodische Flankensignal bei 150 wird aus dem Oszillatorsignal
bei 98 gewonnen, das von einem herkömmlichen Oszillator 156 geliefert wird, der Teil der Verstärkertreiberschaltung
86 ist. Das Oszillatorsignal bei 98 legt die Frequenz für das HF-Chirurgiesignal fest, welches dem Patienten durch den
Elektrochirurgiegenerator zugeführt wird. Das Oszillatorsignal bei 98 ist in Fig. 4A gezeigt. Der Flankendetektor 152 spricht
auf jede positivgehende und jede negativgehende Flanke des Oszillatorsignals an und liefert einen schmalen Impuls bei jedem
Flankenübergang des Oszillatorsignals. Das Flankensignal, das in Fig. 4D gezeigt ist, besteht somit aus einer Reihe von
relativ schmalen Impulsen, die jeweils an einer Flanke des Oszillatorsignals auftreten. Jeder Impuls des Flankensignals
bewirkt, daß der FET 154 den Kondensator 146 schnell entlädt.
Die Konstantstromquelle, die durch den Transistor 148 gebildet wird, beginnt sofort mit dem Aufladen des Kondensators
146, und die Spannung an dem Kondensator baut sich linear auf, um das Sägezahnsignal bei 144 zu erzeugen, welches in Fig. 4E
gezeigt ist. Das Sägezahnsignal, das in Fig. 4E gezeigt ist, hat also die Form einer Sägezahnschwingung, deren Frequenz
durch das Flankensignal festgelegt wird und ungefähr doppelt so groß ist wie die Frequenz des in Fig. 4A gezeigten Oszillatorsignals.
Das Oszillatorsignal bei 98 wird an eine Flipfloplogik- und
Gatterschaltung 160 sowie an den Tastverhältnisgenerator 92 angelegt, wie es in Fig. 3 gezeigt ist. Der Tastverhältnisgenerator
92 steht unter der Steuerung der Betriebsartlogikschaltung 62 (Fig. 1) aufgrund der Signale bei 94 und
legt das Tastverhältnissignal bei 96 fest, um das Liefern der Hochfrequenzimpulse gemäß der gewählten Betriebsart zu
steuern. Das Tastverhältnissignal bei 96 ist bezogen auf das und koordiniert mit dem Oszillatorsignal bei 98, um die
Ein- und Aus-Zeitspannen der Tastverhältnishüllkurve mit den Oszillatorzyklen beginnen und enden zu lassen. Solange der
Tastverhältnisgenerator 92 durch das Tastverhältnissignal bei 96 das Liefern des HF-Chirurgiesignals verlangt, liefert
die Logik- und Gatterschaltung zwei periodische Pulsphasensignale bei 162 und bei 164 mit der vorbestimmten
Hochfrequenz des Oszillatorsignals bei 98. Die beiden Impulsphasensignale sind um 180° gegeneinander phasenverschoben.
Ein Impulsphase-1-Signal ist bei 162 vorhanden und ein Impulsphase-2-Signal
ist bei 164 vorhanden. Die Breite jedes Impulses sowohl in dem Impulsphase-1- als auch in dem Impulsphase-2-Signal
stellt die maximale Breite dar, auf die jeder Treiberimpuls bei 90 (Fig. 1 und 3) gebracht werden
darf, um die Leistungsregelung zu erzielen. Das Impulsphase-1 -Signal und das Impulsphase-2-Signal sind in den Fig.
4B bzw. 4C gezeigt.
Die Technik des Erzielens der Pulsbreitenmodulation durch das Triggerpegelsignal bei 138 kann nun beschrieben werden.
Am Anfang bewirkt das Flankensignal bei 150, daß der
FET 154 den Kondensator 156 entlädt. Anschließend beginnt der Kondensator 146 sich aufzuladen, und der Transistor
142 beginnt zu leiten. Der Transistor 142 leitet weiterhin, wenn die Spannung an dem Kondensator 146 einen Wert erreicht,
der dem Wert des Triggerpegelsignals bei 138 äquivalent ist.
Sobald die Spannuny an dem Kondensator 146, d.h. das Sägezahnsignal
bei 144, etwas über das Triggerpegelsignal ansteigt, beginnt der Transistor 140 zu leiten, und der Transistor
142 hört auf zu leiten, weil die Spannung an der Basisklemme des Transistors 142 die Spannung an der Basisklemme
des Transistors 140 überschritten hat. Nachdem der Transistor 140 zu leiten begonnen hat, ist ein Beendigungssignal bei 166 an dem Widerstand 168 und an der Basis des
Transistors 170 vorhanden. Das Beendigungssignal bei 166 ist in Fig. 4G gezeigt.
Die Auswirkungen des Triggerpegelsignals bei 138 beim Steuern des Sägezahnsignals bei 144 aufgrund der Wirkung des
diskreten !Comparators, welcher durch die Transistoren 140
und 142 gebildet ist, sind in Fig. 4F veranschaulicht. Sobald das Sägezahnsignal auf einen Wert ansteigt, der dem
Triggerpegelsignal äquivalent ist, wird das in Fig. 4G gezeigte Beendigungssignal geliefert. Die Breite jedes Impulses
des Beendigungssignals ist der verbleibende Zeitteil jedes Intervalls des Sägezahnsignals (Fig. 4E) vor der Entladung
des Kondensators 146 und dem Beginn des nächsten einzelnen Sägezahns des Sägezahnsignals. Der hohe Teil des
Beendigungssignals bei 166 spannt den Transistor 170 in den leitenden Zustand vor.
Das Pulsbreitensteuersignal bei 84 wird durch Schalteffekte des Transistors 170 erzeugt. Der Signalwert bei 84
sinkt sofort ab, wenn der Transistor 170 zu leiten beginnt, und zwar wegen der Auswirkungen des Widerstands 174. Wenn
der Transistor 170 nicht leitend ist, ist der Wert des Signals bei 84 hoch. Das Impulsbreitensteuersignal ist in
Fig. 4H dargestellt. Das Impulsbreitensteuersignal ist die Inversion des in Fig. 4G gezeigten Beendigungssignals.
Das Impulsbreitensteuersignal bei 172 wird an eine Eingangsklemme
von zwei UND-Schaltungen 176 und 178 angelegt. Das Impulsphase-1-Signal bei 162 wird an die andere Eingangsklemme
der UND-Schaltung 176 angelegt, und das Impulsphase-2-Signal
bei 164 wird an die andere Eingangsklemme der anderen UND-Schaltung 178 angelegt. Die UND-Schaltungen
176 und 178 liefern hohe Ausgangssignale bei 180 bzw. 182, solange beide Eingangssignale auf hohem Signalwert sind.
Ein pulsbreitenmoduliertes (EBM) Phase-1-Signal ist bei 180 bei Vorhandensein des Impulsphase-1-Signals bei 162 mit dem hohen
Signalwert und dem Vorhandensein des Pulsbreitensteuersignals bei 84 mit dem hohen Signalwert vorhanden. Das pulsbreitenmodulierte
Phase-1-Signal bei 180 geht auf einen niedrigen Signalwert, wenn das Pulsbreitensteuersignal bei
84 auf einen niedrigen Signalwert sinkt. Demgemäß wird die zeitliche Breite des pulsbreitenmodulierten Phase-1-Signals
durch das Pulsbreitensteuersignal bei 84 gesteuert oder moduliert. Das wird dadurch veranschaulicht, daß die Signale,
die in den Fig. 4B und 4H gezeigt sind, beide während der Zeit auf hohen Signalwerten sind, während der das pulsbreitenmodulierte
Phase-1-Signal, das in Fig. 41 gezeigt ist,
geliefert wird. Sobald das Pulsbreitensteuersignal, das in Fig. 4H gezeigt ist, auf einen niedrigen Signalwert geht,
geht das pulsbreitenmodulierte Phase-1-Signal ebenfalls auf einen niedrigen Signalwert. Eine ähnliche Situation existiert bezüglich des pulsbreitenmodulierten Phase-2-Signals
bei 182. Die UND-Schaltung 178 tastet das Impulsphase-2-Signal
bei 164 (Fig. 4C) mit dem Impulsbreitensteuersignal bei 84 (Fig. 4H). Die Breite jedes pulsbreitenmodulierten Phasen-Signals
bei 182 endet, wenn das Impulsbreitensteuersignal auf einen niedrigen Signalwert geht. Das pulsbreitenmodulierte
Phase-2-Signal ist in Fig. 4J gezeigt und wird
gemäß den Fig. 4C und 4H in der Logikart gewonnen, die durch
den Betrieb der UND-Schaltung 178 festgelegt ist.
Das Flankensignal bei 150 steuert den FET 184 gleichzeitig mit dem FET 154. Wenn der FET 184 leitend ist, sinkt der
Signalwert bei 166 ungefähr auf den Referenzwert, und das Leiten des Transistors 170 hört auf. Das Leiten des FET
184 gewährleistet so, daß das Impulsbreitensteuersignal bei 84 bei jeder Impulsbreitenbestimmungszeitspanne auf einem hohen
Signalwert beginnt und daß außerdem der Transistor 142 am Beginn jederImpulsbreitenbestimmungszeitspanne leitend ist.
Gemäß obiger Beschreibung steuern das Fehlersignal bei 80 und das Triggerpegelsignal bei 138 die Breite jedes pulsbreitenmodulierten
Phase-1- und Phase-2-Signals bei 180 bzw. 182. Wenn das Fehlersignal bei 80 in negativer Richtung eine wesentliche
Größe hat, was den Bedarf an großer Leistung anzeigt, wird das Sägezahnsignal (Fig. 4E), das bei 144 vorhanden ist,
nicht die relativ große Größe des Triggerpegelsignals erreichen, im Gegensatz zu der in Fig. 4F gezeigten Situation. Daher
werden im wesentlichen die volle Breite aufweisende pulsbreitenmodulierte
Phase-1- und Phase-2-Signale bei 180 und 182 geliefert, weil der Transistor 140 nicht leitend wird.
Das Flankensignal bei 150 wird bewirken, daß sich der Kondensator 146 entlädt, bevor der Transistor 140 überhaupt leitend
wird. Da der Transistor 140 niemals leitend wird, bleibt das Impulsbreitensteuersignal
bei 84 ständig auf hohem Signalwert, und die Breite jedes Impulses der pulsbreitenmodulierten
Phase-1- und Phase-2-Signale bei 180 bzw. 182 wird auf die volle Breite der Impulsphase-1- und der Impulsphase-2-Signa-Ie
bei 162 bzw. 164 getrieben. Demgemäß zeigen die Fig. 4B und 4C auch die die volle Breite aufweisenden pulsbreitenmodulierten
Phase-1- und Phase-2-Signale, die beide bei 180 bzw. 182 vorhanden sind. Sobald sich die Leistung aufbaut
und das Fehlersignal 80 auf null sinkt, erreicht der
Signalwert des Triggerpegelsignals die gewünschte Leistungsregelung, weil die Breite der Impulse so festgelegt
wird, daß das gewünschte Ausmaß an Leistung geliefert wird. Wenn der Elektrochirurgiegenerator eine übermäßige
Leistung liefert, wird das Fehlersignal bei 80 positiv. Die Integration des positiven Fehlersignals
führt zum Reduzieren der Größe oder des Signalwerts des
Triggerpegelsignals bei 138, was bewirkt, daß das Impulsbreitensteuersignal (Fig. 4H) auf einen niedrigen Signalwert in einem frühreren Punkt in jeder vollen Phasenzeitspanne
sinkt. Demgemäß wird die Breite jedes pulsbreitenmodulierten Phase-1- und Phase-2-Signals reduziert, wodurch
die Größe der Ausgangsleistung reduziert wird.
Zusätzlich zu den Funktionen der Flipfloplogik- und Gatterschaltung
160, die oben beschrieben worden sind, enthält die Flipfloplogik- und Gatterschaltung außerdem herkömmliche
Gatterschaltungselemente (nicht dargestellt), welche gewährleisten, daß das pulsbreitenmodulierte Phase-1
-Signal bei 180 zuerst und anschließend ein pulsbreitenmoduliertes
Phase-2-Signal bei 182 geliefert wird. Wenn der Tastverhaltnisgenerator 92 die Beendigung des
Chirurgiesignals verlangt, gewährleistet darüber hinaus die Logik- und Gatterschaltung 160, daß die Ein-Zeit der
Tastverhältnishüllkurve endigt, nachdem ein pulsbreitenmoduliertes
Phase-2-Signal geliefert worden ist. Sämtliche Funktionen der Flipfloplogik- und Gatterschaltung
160 können durch das Miteinanderverbinden von binären
Logikelementen, hauptsächlich Flipflops und Gattern, erzielt werden.
Die pulsbreitenmodulierten Phase-1- und Phase-2-Signale
bei 180 bzw. 182 werden jeweils an ihre eigene Phasen-
Ho
" ** 3531578
treiberschaltung angelegt. Eine Phasentreiberschaltung ist bei 186 dargestellt. Die Phasentreiberschaltungen
für die beiden pulsbreitenmodulierten Phase-1- und Phase-2-Signale
stimmen mit der bei 186 dargestellten einzelnen Phasentreiberschaltung überein. Demgemäß wird die
Arbeitsweise der Phasentreiberschaltung 186 im folgenden unter Bezugnahme auf ein pulsbreitenmoduliertes Phasensignal
P beschrieben, obgleich die beiden pulsbreitenmodulierten Phase-1- und Phase-2-Signale dieselbe Auswirkung
auf ihre jeweilige Phasentreiberschaltung wie das Phasensignal P auf die Phasentreiberschaltung 186 haben.
Das Phasensignal P wird bei 188 an die Phasentreiberschaltung 186 angelegt und bewirkt, daß ein FET 190 leitend
wird. Ein Transformator 192 hat eine in der Mitte angezapfte
Primärwicklung, deren Spule 194 so gepolt ist, daß ein positives Signal an einer Klemme 196 in bezug auf eine
Klemme 198 und ein positives Signal an einer Klemme 200 in bezug auf eine Klemme 202 erzeugt wird. Die Klemmen
196 und 200 sind mit FETs Q1A und Q1B des HF-Verstärkers
22 verbunden. Die positiven Signale bei 196 und 200 schalten die beiden FETs Q1A und Q1B ein und bewirken, daß
Strom bei 20 von der Gleichstromversorgung 16 (Fig. 1) durch die Primärwicklung des Leistungsausgangstransformators
26 geleitet wird. Immer dann, wenn das Phasensignal P endigt, geht ein schmaler Rücksetzimpuls P auf einem
Leiter 204 auf einen hohen Signalwert. Das Rücksetzimpulssignal
P wird durch die negativgehende Flanke des Phasensignals P erzeugt. Ein FET 206 wird leitend,und Strom wird
vorübergehend in der umgekehrten Richtung durch eine Primärwicklungsspule 208 des Transformators 192 geleitet. Der
schmale umgekehrte Impuls des Stroms in der Primärwicklungsspule 208 setzt die Magnetisierungs- oder Hysteresekenndaten
des Kerns des Transformators 192 zurück, um ihn für
das Leiten während des nächsten Phasensignals P bereitzumachen.
Die verschiedenen Signale an den Klemmen 196, 198, 200 und 202 veranschaulichen diejenigen, die gemeinsam
das Treibersignal bei 90 bilden.
Das andere der beiden pulsbreitenmodulierten Phasensignale bei 180 oder 182 hat eine entsprechende Auswirkung auf
seine Phasentreiberschaltung, und die FETs Q2A und Q2B
werden auf dieselbe Weise wie oben beschrieben leitend und nichtgleitend gemacht. Wenn die FETs Q2A und Q2B leitend
sind, kehrt sich die Richtung des Stromflusses in der Primärwicklung des Leistungsausgangstransformators
26 um. Demgemäß wird ein pulsbreitenmoduliertes Wechselstromsignal bei 28 durch das an den Verstärker 22 angelegte Treibersignal erzeugt. Beispiele des wechselnden
pulsbreitenmodulierten Signals bei 24 sind in den Fig. 4K und 4L gezeigt.
Das wechselnde pulsbreitenmodulierte Signal an der Primärwicklung
des Leistungsausgangstransformators 26 für Treiberimpulse voller Breite des Treibersignals bei 90
ist in Fig. 4K dargestellt. Bei der in Fig. 4K gezeigten Wellenform ist anzumerken, daß das pulsbreitenmodulierte
Phase-1-Signal voller Breite (z.B. Fig. 4B) den positiven
Teil des Signals erzeugt und daß das pulsbreitenmodulierte Phase-2-Signal voller Breite (z.B. Fig. 4C) den negativen
Teil des Transformatoreingangssignals erzeugt. Für weniger als die volle Breite aufweisende Treiberimpulse
des Treibersignals ist die Wellenform, welche der Primärwicklung des Leistungsausgangstransformators dargeboten
wird, in Fig. 4L gezeigt. Wiederum erzeugt das pulsbreitenmodulierte Phase-1-Signal (Fig. 41) den positiven
Teil, wogegen das pulsbreitenmodulierte Phase-2-Signal (Fig. 4J) den negativen Teil erzeugt. Es ist zu erkennen,
daß die in Fig. 4L gezeigte Wellenform genau dieselbe Frequenzcharakteristik
wie das Oszillatorsignal (Fig. 4A) hat.
Die Menge an Energie, welche durch das wechselstromimpulsinodulierte
Signal bei 28 von dem Leistungstransformator 26 geliefert wird, ist insgesamt durch die Fläche oberhalb
und unterhalb des Nullbezugspunktes der in den Fig. 4K und 4L gezeigten Wellenformen festgelegt, obgleich das wechselstromimpulsmodulierte
Signal bei 28 nicht tatsächlich die gezeigten Rechteckimpulsformen haben wird, und zwar wegen
der induktiven Effekte des Filters 30, die zurück zu der Primärwicklung des Transformators 26 reflektiert werden.
Diese Energie wird auf periodischer Basis mit der Bandpaßfrequenz des Bandpaßfilters 30 (Fig. 1) dargeboten. Demgemäß
wird das Bandpaßfilter mit seiner Bandpaßfrequenz angesteuert,
damit es das sinusförmige Chirurgiesignal, das in Fig. 4M gezeigt ist, mit der vorbestimmten Hochfrequenz
liefert. Die passiven Blindelemente des Bandpaßfilters 30 wandeln das wechselstromimpulsmodulierte Signal bei 28
in sinusförmige Schwingungen um. Jede Periode (Zyklus) des sinusförmigen Chirurgiesignals wird durch eine Periode (einen
positiven und einen negativen Impuls) des pulsbreitenmodulierten Signals bei 24 (z.B. Fig. 4K und 4L) erzeugt und
resultiert entsprechend aus dieser einen Periode. Die Beziehung und die Entsprechung zwischen dem pulsbreitenmodulierten
Signal bei 24 und dem sinusförmigen Chirurgiesignal bei 32 ergibt sich aus einem Vergleich von Fig. 4M mit den
Fig. 4K und 4L. Wenn ein pulsbreitenmoduliertes Signal voller Breite empfangen wird, wie beispielsweise das in Fig.
4K gezeigte, wird die Amplitude des sinusförmigen Chirurgiesignals größer sein als wenn ein weniger als die volle
Breite aufweisendes pulsbreitenmoduliertes Signal, wie es in Fig. 4L gezeigt ist, bei einer Last mit derselben Impedanz
geliefert wird. Daher wird die Leistung des Chirurgiesignals, welches auf dem Leiter 32 vorhanden ist, durch den
Bereich oder die Breite der pulsbreitenmodulierten Phase-1-
und Phase-2-Signale und durch die entsprechenden Impulse des Treibersignals, welche das Umschalten des Verstärkers
22 steuern, festgelegt.
Einer der Vorteile des Regeins des Ausgangssignals der Gleichstromversorgung 16 durch das Steuersignal bei
18, was in Fig. 1 gezeigt ist, und durch Pulsbreitenmodulation, wie sie hier beschrieben worden ist, besteht darin,
daß durch die Pulsbreitenmodulation für vorgegebene Leistungseinstellungen
eine bessere Auflösung erzielt wird (d.h.,sie gestattet das Ausdehnen auf im wesentlichen den
Hauptteil der Impulsbreite). Die Gleichstromversorgung 16 (Fig. 1) regelt also allgemein oder grob die Größe der
Leistung, und durch die Pulsbreitenmodulationstechnik nach
der Erfindung wird eine endgültige geregelte und schnelle Kontrolle über die Größe der tatsächlich gelieferten Leistung
erzielt. Das EigenmaximalleistungsabgabevermÖgen der Stromversorgung wird durch diese Lösung jedoch begrenzt,
und eine relativ schnelle Leistungsabnahme erfolgt bei höheren Ausgangsimpedanzen.
Die hier beschriebene Pulsbreitenmodulationsleistungsregeltechnik
gestattet, den Energieinhalt jeder Periode der sinusförmigen Ausgangsschwingung, die dem Patienten zugeführt
wird, zu regeln. Es erfolgt eine sehr präzise Leistungsregelung. Sehr schnelle Ansprechzeiten sind ebenfalls möglich,
um eine stark verbesserte Konstantleistungsregelung zu erreichen, wenn die Gewebeimpedanz schnell schwankt, überlegene
und stark verbesserte Operationseffekte ergeben sich.
Die Konstantleistungsregelung, die aufgrund der Erfindung
selbst bei Geweben relativ hoher Impedanz verfügbar ist, stellt eine wesentliche Verbesserung auf dem Gebiet der
Elektrochirurgie dar. Das Begrenzen der Maximalausgangsspannung bei hohen Impedanzen auf die hier beschriebene
Weise vermeidet oder reduziert die Möglichkeit des Feuerns und von unerwünschter Lichtbogenbildung und reduziert außerdem
die Gefahr von Ausweichpfadverbrennungen für den Patienten.
Das Begrenzen des Maximalausgangsstroms bei niedrigen Impedanzen auf ein vorbestimmtes Maximum bei jeder besonderen
Leistungseinstellung beseitigt die Möglichkeit einer Zerstörung des Elektrochirurgiegenerators beim Kurzschließen
der Ausgangselektroden oder -klemmen. Zahlreiche weitere Verbesserungen und Vorteile der Erfindung sind oben dargelegt
worden oder liegen bei vollem Verständnis der Erfindung auf der Hand.
Claims (24)
1. Elektrochirurgiegenerator,, der ein vorbestimmtes HF-Chirurgiesignal
zum Ausführen einer chirurgischen Prozedur liefert und den Leistungsinhalt des Chirurgiesignals
durch Modulieren der Breite der Treiberimpulse der Energie, welche jede Periode des Chirurgiesignals
erzeugen, regelt, gekennzeichnet durch: eine Einrichtung (22), die die Treiberimpulse (90) der
Energie empfängt und jede Periode des periodischen Chirurgiesignals hauptsächlich aus dem Energieinhalt von
wenigstens einem entsprechenden Treiberimpuls erzeugt, wobei jede Periode des Chirurgiesignals einen Energieinhalt
hat, der in direkter Beziehung zu dem Energieinhalt jedes Treiberimpulses, der diese Periode erzeugt,
steht, und wobei der Energieinhalt jedes Treiberimpulses in Beziehung zu der zeitlichen Breite jedes Treiberimpulses
steht,
eine Einrichtung (72), die auf das Chirurgiesignal anspricht und ein Abgabeleistungssignal (74) erzeugt, das
in Beziehung zu dem Leistungsinhalt des Chirurgiesignals steht;
eine Einrichtung (60) zum Festlegen eines Sollausgangsleistungssignals
(76), das in Beziehung zu einer Sollgröße der Ausgangsleistung für das Chirurgiesignal steht, und
eine Einrichtung (78, 80), die mit der das periodische Chirurgiesignal erzeugenden Einrichtung verbunden ist und
das Abgabeleistungssignal sowie das Sollausgangsleistungssignal empfängt und die Breite jedes Treiberimpulses gemäß
einer Beziehung des Abgabeleistungssignals relativ zu dem Sollausgangsleistungssignal moduliert, um den Leistungsinhalt des Chirurgiesignals auf eine Größe zu regeln, die
im wesentlichen der Sollgröße der Ausgangsleistung äquivalent ist.
2. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Abgabeleistungssignal (74) den Istleistungsinhalt des Chirurgiesignals darstellt, der bei
der chirurgischen Prozedur tatsächlich geliefert wird.
3. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet,
daß die Einrichtung (72), die das Abgabeleistungssignal (74) erzeugt, weiter Einrichtungen ( 36,
40, 44, 46) enthält zum Abfühlen des Iststroms des chirurgischen Signals und der Istspannung des chirurgischen
Signals und zum Erzeugen des Abgabeleistungssignals auf der Basis des abgefühlten Stroms und der abgefühlten
Spannung des Chirurgiesignals.
4. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet,
daß die das Abgabeleistungssignal erzeugende Einrichtung weiter enthält:
eine Einrichtung (36) zum Abfühlen des Iststroms des Chirurgiesignals
und zum Erzeugen eines Stromabfühlsignals, das in Beziehung zu dem abgefühlten Strom steht,
eine Einrichtung (40) zum Abfühlen der Istspannung des
Chirurgiesignals und zum Erzeugen eines Spannungsabfühlsignals,
das in Beziehung zu der abgefühlten Spannung steht,
eine Einrichtung (60) zum Festlegen wenigstens eines Stromgrenzsignals
(56) oder eines Spannungsgrenzsignals (58) und
eine Begrenzungseinrichtung (52, 54), die das festgelegte eine Grenzsignal und von dem Stromabfühlsignal und dem
Spannungsabfühlsignal dasjenige empfängt, welches dieselbe Beziehung im Strom oder in der Spannung hat, wie das
empfangene eine Grenzsignal, wobei die Begrenzungseinrichtung (52, 54) das eine Grenzsignal statt des zugehörigen
Abfühlsignals zur Verwendung bei der Erzeugung des Abgabeleistungssignals liefert.
5. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß das durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54) empfangene eine Grenzsignal einen konstanten Wert
hat.
6. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß das durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54) empfangene eine Grenzsignal in linearer Beziehung
zu dem Sollausgangsleistungssignal steht.
7. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß die Beziehung zwischen dem durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54) empfangenen einen Grenzsignal
und dem Sollausgangsleistungssignal nichtlinear ist.
8. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die das Abgabeleistungssignal (74) erzeugende Einrichtung weiter enthält:
353157S
eine Einrichtung (36), die auf das Chirurgiesignal anspricht und ein Stromabfühlsignal erzeugt, welches in
Beziehung zu dem Strom des Chirurgiesignals steht, eine Einrichtung (40), die auf das Chirurgiesignal anspricht
und ein Spannungsabfühlsignal erzeugt, das in Beziehung zu der Spannung des Chirurgiesignals steht,
wobei das Abgabeleistungssignal (74) aus einer Multiplikation des Stromabfühlsignals und des Spannungsabfühlsignals
erzeugt wird.
9. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet,
daß die das Abgabeleistungssignal (74) erzeugende Einrichtung weiter enthält: eine Einrichtung (60) zum Festlegen wenigstens eines
Stromgrenzsignals oder eines Spannungsgrenzsignals und eine Begrenzungseinrichtung (52, 54), die das festgelegte
eine Grenzsignal und von dem Stromabfühlsignal und dem Spannungsabfühlsignal dasjenige empfängt, welches dieselbe
Beziehung zum Strom oder zur Spannung hat wie das empfangene eine Grenzsignal, wobei die Begrenzungseinrichtung
das eine Grenzsignal statt des zugehörigen Abfühlsignals zur Verwendung bei der Erzeugung des Abgabeleistungssignals
(74) liefert.
10. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet,
daß das durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54) empfangene eine Grenzsignal einen konstanten Wert
hat.
11. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet,
daß das durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54) empfangene eine Grenzsignal in linearer Beziehung
zu dem Sollausgangsleistungssignal steht.
12. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 9, dadurch ge-
353157a
kennzeichnet, daß die Beziehung zwischen dem einen Grenzsignal, das durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54)
empfangen wird, und dem Sollausgangsleistungssignal (74) nichtlinear ist.
13. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 8, gekennzeichnet
durch eine Einrichtung (44, 46, 52, 54), die das Stromabfühlsignal und das Spannungsabfühlsignal empfängt
und entweder das Stromabfühlsignal durch ein Stromgrenzsignal
oder das Spannungsabfühlsignal durch ein Spannungsgrenzsignal bei der das Abgabeleistungssignal ergebenden
Multiplikation ersetzt.
14. Elektrochirurgiegenerator, der ein vorbestimmtes HF-Chirurgiesignal
zum Ausführen einer chirurgischen Prozedur liefert und den Leistungsinhalt des Chirurgiesignals
durch Modulieren der Breite der Treiberimpulse der Energie, welche jede Periode des Chirurgiesignals erzeugen, regelt,
gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung (22), die die Treiberimpulse (90) der Energie empfängt und jede Periode des periodischen Chirurgiesignals
hauptsächlich aus dem Energieinhalt von wenigstens einem entsprechenden Treiberimpuls erzeugt, wobei
jede Periode des Chirurgiesignals einen Energieinhalt hat, der in direkter Beziehung zu dem Energieinhalt jedes dieses
Periode erzeugenden Treiberimpulses steht, und wobei der Energieinhalt jedes Treiberimpulses in Beziehung zu der
Breite jedes Treiberimpulses steht,
eine Einrichtung (44, 52), die auf das Chirurgiesignal anspricht und ein Stromabgabesignal erzeugt, das in Beziehung
zu dem Strom des Chirurgiesignals steht, eine Einrichtung (46, 54), die auf das Chirurgiesignal anspricht
und ein Spannungsabgabesignal erzeugt, das in Beziehung zu der Spannung des Chirurgiesignals steht,
eine Multipliziereinrichtung (72), die das Stromabgabesignal und das Spannungsabgabesignal empfängt und das Strom-
abgabesignal und das Spannungsabgabesignal multipliziert, um ein Abgabeleistungssignal (74) zu erzeugen, das in Beziehung
zu dem Produkt des Stromabgabesignals und des Spannungsabgabesignals steht,
eine Einrichtung (60) zum Liefern eines Sollausgangsleistungssignals
(76), welches eine vorbestimmte Größe der Leistung darstellt, die das Chirurgiesignal enthalten soll,
eine Differenzeinrichtung (78), die das Abgabeleistungssignal
und das Sollausgangsleistungssignal empfängt und ein Fehlersignal (80) erzeugt, welches die Differenz zwischen
dem Abgabeleistungssignal und dem Sollausgangsleistungssignal darstellt,
eine Treibereinrichtung (86) zum Erzeugen eines Treibersignals (90), welches durch eine periodische Reihe von Treiberimpulsen
festgelegt ist, die mit einer vorbestimmten Frequenz und einer Zeitbeziehung in bezug auf jede Periode des
HF-Chirurgiesignals auftreten, und
eine Modulationseinrichtung (82), die mit der Treibereinrichtung (86) verbunden ist, das Fehlersignal (80) empfängt
und die Breite jedes Treiberimpulses in einer vorbestimmten Beziehung zu dem Fehlersignal moduliert, um einen vorbestimmten
Energieinhalt für jeden Treiberimpuls und jede Periode des Chirurgiesignals festzulegen und so den Leistungsinhalt
des Chirurgiesignals auf einen Wert zu regeln, der dem Leistungswert, welchen das Sollausgangsleistungssignal
(76) darstellt, im wesentlichen äquivalent ist.
15. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet,
daß die Modulationseinrichtung (82) weiter enthält:
eine Integratoreinrichtung (134, 136), die das Fehlersignal (80) empfängt, das Fehlersignal über der Zeit integriert und
ein Triggerpegelsignal (138) erzeugt, welches in Beziehung zu dem integrierten Wert des Fehlersignals steht,
eine Einrichtung (146, 148) zum Erzeugen eines Sägezahnsi-
353157B
gnals, das eine periodische Reihe von Sägezahnwellenformen
hat, die mit einer vorbestimmten Frequenz auftreten, welche in Beziehung zu der Frequenz der Treiberimpulse steht,
eine Komparatoreinrichtung (140, 142), die das Sägezahnsignal und das Triggerpegelsignal empfängt und ein Impulsbreitensteuersignal
erzeugt, das eine Charakteristik hat, die periodisch mit der vorbestimmten Frequenz des Sägezahnsignals
auftritt, wobei das Impulsbreitensteuersignal die Breite jedes Treiberimpulses steuert.
16. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet,
daß die Treibereinrichtung (86) weiter enthält :
eine Impulsphaseneinrichtung (156) zum Erzeugen eines Impulsphasensignals,
das eine periodische Reihe von Phasenimpulsen hat, die mit der vorbestimmten Frequenz der Treiberimpulse
auftreten, und
eine Gattereinrichtung (160), welche das Impulsphasensignal und das Impulsbreitensteuersignal empfängt und jeden
Treiberimpuls erzeugt, der eine Breite hat, die in Beziehung zu dem Phasenimpulssignal steht, und die periodische
Charakteristik des Impulsbreitensteuersignals.
17. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet,
daß die Breite jedes Phasenimpulses die maximal mögliche Breite jedes Treiberimpulses festlegt.
18. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet,
daß die Gattereinrichtung (160) jeden Treiberimpuls in bezug auf das Auftreten jedes Phasenimpulses
einleitet und jeden Treiberimpuls in bezug auf das Auftreten der periodischen Charakteristik des Impulsbreitensteuersignals
beendet.
353157
— σ —
19. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet,
daß die Impulsphaseneinrichtung (156) ein Impulsphase-1-Signal (162) und ein Impulsphase-2-Signal
(164) erzeugt, die in bezug aufeinander um 180° phasenverschoben sind, wobei sowohl das Impulsphase-1-Signal als auch
das Impulsphase-2-Signal die Charakteristiken des vorgenannten Impulsphasensignals haben;
wobei die vorbestimmte Frequenz der Sägezahnschwingungen des Sägezahnsignals und der periodischen Charakteristik des Impulsbreitensteuersignals
das Zweifache der Frequenz des Chirurgiesignals ist; und
wobei die Gattereinrichtung (160) das Impulsphase-1-Signal
und das Impulsphase-2-Signal empfängt, und einzelne Phase-1-Treiberimpulse
in Beziehung zu dem Phase-1-Impulssignal und der periodischen Charakteristik des Impulsbreitensteuersignals
sowie einzelne Phase-2-Treiberimpulse in Beziehung zu dem Phase-2-Impulssignal und der periodischen Charakteristik
des Impulsbreitensteuersignals erzeugt, wobei jeder Phase-1-Treiberimpuls
und jeder Phase-2-Treiberimpuls die Charakteristiken jedes vorgenannten Treiberimpulses hat und wobei die
Phase-1-Treiberimpulse und die Phase-2-Treiberimpulse das Treibersignal festlegen.
20. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet,
daß die Einrichtung (22), welche die Treiberimpulse empfängt und jede Periode des Chirurgiesignals erzeugt,
eine Halbperiode jeder Periode des Chirurgiesignals aus einem Phase-1-Treiberimpuls sowie die andere Halbperiode
jeder Periode des Chirurgiesignals aus einem Phase-2-Treiberimpuls erzeugt.
21. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet,
daß die Einrichtung (44), die das Stromabgabe-
signal erzeugt, den tatsächlichen Strom des Chirurgiesignals abfühlt, um ein Stromabfühlsignal zu erzeugen,
daß die Einrichtung (46), die das Spannungsabgabesignal erzeugt, die tatsächliche Spannung des Chirurgiesignals abfühlt,
um ein Spannungsabfühlsignal zu erzeugen, daß eine Einrichtung (60) vorgesehen ist zum Festlegen wenigstens
eines Stromgrenzsignals oder eines Spannungsgrenzsignals und
daß eine Begrenzungseinrichtung (52, 54) vorgesehen ist, die das festgelegte eine Grenzsignal und entweder das Stromabfühlsignal
oder das Spannungsabfühlsignal, je nachdem welches dieselbe Beziehung im Strom oder in der Spannung wie
das empfangene eine Grenzsignal hat, empfängt und das eine Grenzsignal statt des zugehörigen Abfühlsignals als das zugehörige
Abgabesignal zur Verwendung bei der Erzeugung des Abgabeleistungssignals liefert.
22. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet,
daß das durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54) empfangene eine Grenzsignal einen konstanten Wert
hat.
23. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet,
daß das durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54) empfangene eine Grenzsignal in Beziehung zu dem
Sollausgangsleistungssignal steht.
24. Elektrochirurgiegenerator nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet,
daß das durch die Begrenzungseinrichtung (52, 54) empfangene eine Grenzsignal in nichtlinearer Beziehung
zu dem Sollausgangsleistungssignal steht.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US06/649,261 US4727874A (en) | 1984-09-10 | 1984-09-10 | Electrosurgical generator with high-frequency pulse width modulated feedback power control |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3531576A1 true DE3531576A1 (de) | 1986-05-28 |
DE3531576C2 DE3531576C2 (de) | 1996-02-29 |
Family
ID=24604077
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3531576A Expired - Lifetime DE3531576C2 (de) | 1984-09-10 | 1985-09-04 | Elektrochirurgiegenerator |
Country Status (8)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4727874A (de) |
JP (1) | JPS61124266A (de) |
KR (1) | KR930009711B1 (de) |
AU (1) | AU585888B2 (de) |
BR (1) | BR8504328A (de) |
CA (1) | CA1265205A (de) |
DE (1) | DE3531576C2 (de) |
GB (1) | GB2164473B (de) |
Cited By (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3604823A1 (de) * | 1986-02-15 | 1987-08-27 | Flachenecker Gerhard | Hochfrequenzgenerator mit automatischer leistungsregelung fuer die hochfrequenzchirurgie |
DE3805921A1 (de) * | 1988-02-25 | 1989-09-07 | Flachenecker Gerhard | Hochfrequenz-leistungsgenerator |
US4969885A (en) * | 1987-11-17 | 1990-11-13 | Erbe Elektromedizin Gmbh | High frequency surgery device for cutting and/or coagulating biologic tissue |
DE4122624A1 (de) * | 1991-07-09 | 1993-01-21 | Dressler Hochfrequenztechnik G | Schutzeinrichtung fuer einen hochfrequenz-generator, hochfrequenz-generator und verfahren zum schutz eines hochfrequenz-generators gegen dessen zerstoerung bei leistungsfehlanpassung |
US5352868A (en) * | 1992-05-01 | 1994-10-04 | Hemostatic Surgery Corporation | Resistance feedback controlled power supply |
US5445635A (en) * | 1992-05-01 | 1995-08-29 | Hemostatic Surgery Corporation | Regulated-current power supply and methods for resistively-heated surgical instruments |
DE29519651U1 (de) * | 1995-12-14 | 1996-02-01 | Muntermann Axel | Vorrichtung zur linienförmigen Radiofrequenz-Katheterablation endomyokardialen Gewebes |
DE19542419B4 (de) * | 1995-11-14 | 2005-11-24 | Karl Storz Gmbh & Co. Kg | Hochfrequenzgenerator für die Hochfrequenzchirurgie mit Gewebedifferenzierung |
US7066933B2 (en) | 2000-08-08 | 2006-06-27 | Erbe Elektromedizin Gmbh | High-frequency generator for performing high-frequency surgery having adjustable power limitation, and method for controlling the power limitation |
RU2563917C1 (ru) * | 2014-11-17 | 2015-09-27 | Общество с ограниченной ответственностью "Импедансные медицинские технологии" | Персональное устройство электроимпедансной диагностики молочной железы |
Families Citing this family (342)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5140984A (en) * | 1983-10-06 | 1992-08-25 | Proclosure, Inc. | Laser healing method and apparatus |
US4758941A (en) * | 1987-10-30 | 1988-07-19 | International Business Machines Corporation | MOSFET fullbridge switching regulator having transformer coupled MOSFET drive circuit |
GB2213381B (en) * | 1987-12-12 | 1992-06-03 | Univ Wales Medicine | Surgical diathermy instruments |
DE68925215D1 (de) * | 1988-01-20 | 1996-02-08 | G2 Design Ltd | Diathermiegerät |
US4894520A (en) * | 1988-06-13 | 1990-01-16 | Westinghouse Electric Corp. | Circuit for controlling power dissipated by an electrical resistance |
US4903696A (en) * | 1988-10-06 | 1990-02-27 | Everest Medical Corporation | Electrosurgical generator |
US4961047A (en) * | 1988-11-10 | 1990-10-02 | Smiths Industries Public Limited Company | Electrical power control apparatus and methods |
DE4009819C2 (de) * | 1990-03-27 | 1994-10-06 | Siemens Ag | HF-Chirurgiegerät |
JP2531137Y2 (ja) * | 1990-07-06 | 1997-04-02 | オリンパス光学工業株式会社 | 高周波電気メス装置 |
US5152762A (en) * | 1990-11-16 | 1992-10-06 | Birtcher Medical Systems, Inc. | Current leakage control for electrosurgical generator |
US5167658A (en) * | 1991-01-31 | 1992-12-01 | Mdt Corporation | Method and apparatus for electrosurgical measurement |
US5190517A (en) * | 1991-06-06 | 1993-03-02 | Valleylab Inc. | Electrosurgical and ultrasonic surgical system |
AU3128593A (en) * | 1991-11-08 | 1993-06-07 | Ep Technologies Inc | Radiofrequency ablation with phase sensitive power detection |
AU3067392A (en) * | 1991-11-08 | 1993-06-07 | Ep Technologies Inc | Systems and methods for ablating tissue while monitoring tissue impedance |
US7429262B2 (en) | 1992-01-07 | 2008-09-30 | Arthrocare Corporation | Apparatus and methods for electrosurgical ablation and resection of target tissue |
US6024733A (en) * | 1995-06-07 | 2000-02-15 | Arthrocare Corporation | System and method for epidermal tissue ablation |
US6190381B1 (en) | 1995-06-07 | 2001-02-20 | Arthrocare Corporation | Methods for tissue resection, ablation and aspiration |
US6974453B2 (en) * | 1993-05-10 | 2005-12-13 | Arthrocare Corporation | Dual mode electrosurgical clamping probe and related methods |
US6277112B1 (en) | 1996-07-16 | 2001-08-21 | Arthrocare Corporation | Methods for electrosurgical spine surgery |
US6063079A (en) * | 1995-06-07 | 2000-05-16 | Arthrocare Corporation | Methods for electrosurgical treatment of turbinates |
US5697882A (en) | 1992-01-07 | 1997-12-16 | Arthrocare Corporation | System and method for electrosurgical cutting and ablation |
US5683366A (en) | 1992-01-07 | 1997-11-04 | Arthrocare Corporation | System and method for electrosurgical tissue canalization |
US6159194A (en) | 1992-01-07 | 2000-12-12 | Arthrocare Corporation | System and method for electrosurgical tissue contraction |
US6179824B1 (en) | 1993-05-10 | 2001-01-30 | Arthrocare Corporation | System and methods for electrosurgical restenosis of body lumens |
US6102046A (en) | 1995-11-22 | 2000-08-15 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurgical tissue revascularization |
US6142992A (en) | 1993-05-10 | 2000-11-07 | Arthrocare Corporation | Power supply for limiting power in electrosurgery |
US5891095A (en) | 1993-05-10 | 1999-04-06 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical treatment of tissue in electrically conductive fluid |
US7297145B2 (en) * | 1997-10-23 | 2007-11-20 | Arthrocare Corporation | Bipolar electrosurgical clamp for removing and modifying tissue |
US6770071B2 (en) | 1995-06-07 | 2004-08-03 | Arthrocare Corporation | Bladed electrosurgical probe |
US5267138A (en) * | 1992-03-23 | 1993-11-30 | Creos International Ltd. | Driving and clamping power regulation technique for continuous, in-phase, full-duration, switch-mode resonant converter power supply |
US5573533A (en) * | 1992-04-10 | 1996-11-12 | Medtronic Cardiorhythm | Method and system for radiofrequency ablation of cardiac tissue |
US5540681A (en) * | 1992-04-10 | 1996-07-30 | Medtronic Cardiorhythm | Method and system for radiofrequency ablation of tissue |
US5300068A (en) * | 1992-04-21 | 1994-04-05 | St. Jude Medical, Inc. | Electrosurgical apparatus |
US5318563A (en) * | 1992-06-04 | 1994-06-07 | Valley Forge Scientific Corporation | Bipolar RF generator |
US5312327A (en) * | 1992-10-09 | 1994-05-17 | Symbiosis Corporation | Cautery override safety systems endoscopic electrosurgical suction-irrigation instrument |
WO1994010922A1 (en) * | 1992-11-13 | 1994-05-26 | Ep Technologies, Inc. | Cardial ablation systems using temperature monitoring |
US5370645A (en) * | 1993-04-19 | 1994-12-06 | Valleylab Inc. | Electrosurgical processor and method of use |
US6391025B1 (en) | 1993-05-10 | 2002-05-21 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical scalpel and methods for tissue cutting |
US6749604B1 (en) * | 1993-05-10 | 2004-06-15 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical instrument with axially-spaced electrodes |
US6832996B2 (en) * | 1995-06-07 | 2004-12-21 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical systems and methods for treating tissue |
US6915806B2 (en) * | 1993-05-10 | 2005-07-12 | Arthrocare Corporation | Method for harvesting graft vessel |
US6235020B1 (en) | 1993-05-10 | 2001-05-22 | Arthrocare Corporation | Power supply and methods for fluid delivery in electrosurgery |
US6896674B1 (en) | 1993-05-10 | 2005-05-24 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical apparatus having digestion electrode and methods related thereto |
GB9314391D0 (en) * | 1993-07-12 | 1993-08-25 | Gyrus Medical Ltd | A radio frequency oscillator and an electrosurgical generator incorporating such an oscillator |
US6210403B1 (en) * | 1993-10-07 | 2001-04-03 | Sherwood Services Ag | Automatic control for energy from an electrosurgical generator |
US5422567A (en) * | 1993-12-27 | 1995-06-06 | Valleylab Inc. | High frequency power measurement |
US5584830A (en) * | 1994-03-30 | 1996-12-17 | Medtronic Cardiorhythm | Method and system for radiofrequency ablation of cardiac tissue |
US5458596A (en) | 1994-05-06 | 1995-10-17 | Dorsal Orthopedic Corporation | Method and apparatus for controlled contraction of soft tissue |
US6461353B1 (en) | 1995-02-17 | 2002-10-08 | Oratec Interventions, Inc. | Orthopedic apparatus for controlled contraction of collagen tissue |
US6602248B1 (en) | 1995-06-07 | 2003-08-05 | Arthro Care Corp. | Methods for repairing damaged intervertebral discs |
US6039732A (en) * | 1995-04-18 | 2000-03-21 | Olympus Optical Co., Ltd. | Electric operation apparatus |
US6238391B1 (en) | 1995-06-07 | 2001-05-29 | Arthrocare Corporation | Systems for tissue resection, ablation and aspiration |
US7572251B1 (en) | 1995-06-07 | 2009-08-11 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurgical tissue treatment |
US6837887B2 (en) * | 1995-06-07 | 2005-01-04 | Arthrocare Corporation | Articulated electrosurgical probe and methods |
US7393351B2 (en) * | 1995-06-07 | 2008-07-01 | Arthrocare Corporation | Apparatus and methods for treating cervical inter-vertebral discs |
US6632193B1 (en) | 1995-06-07 | 2003-10-14 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurgical tissue treatment |
US6837888B2 (en) * | 1995-06-07 | 2005-01-04 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical probe with movable return electrode and methods related thereto |
US6149620A (en) * | 1995-11-22 | 2000-11-21 | Arthrocare Corporation | System and methods for electrosurgical tissue treatment in the presence of electrically conductive fluid |
US20050004634A1 (en) * | 1995-06-07 | 2005-01-06 | Arthrocare Corporation | Methods for electrosurgical treatment of spinal tissue |
US6772012B2 (en) * | 1995-06-07 | 2004-08-03 | Arthrocare Corporation | Methods for electrosurgical treatment of spinal tissue |
US7090672B2 (en) * | 1995-06-07 | 2006-08-15 | Arthrocare Corporation | Method for treating obstructive sleep disorder includes removing tissue from the base of tongue |
US7179255B2 (en) | 1995-06-07 | 2007-02-20 | Arthrocare Corporation | Methods for targeted electrosurgery on contained herniated discs |
US6015406A (en) | 1996-01-09 | 2000-01-18 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
CA2224975A1 (en) | 1995-06-23 | 1997-01-09 | Gyrus Medical Limited | An electrosurgical instrument |
KR100463935B1 (ko) | 1995-06-23 | 2005-05-16 | 자이러스 메디칼 리미티드 | 전기수술기구 |
GB9604770D0 (en) * | 1995-06-23 | 1996-05-08 | Gyrus Medical Ltd | An electrosurgical generator and system |
US6780180B1 (en) | 1995-06-23 | 2004-08-24 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
US6293942B1 (en) | 1995-06-23 | 2001-09-25 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical generator method |
US5772659A (en) | 1995-09-26 | 1998-06-30 | Valleylab Inc. | Electrosurgical generator power control circuit and method |
US6007570A (en) | 1996-08-13 | 1999-12-28 | Oratec Interventions, Inc. | Apparatus with functional element for performing function upon intervertebral discs |
US6073051A (en) | 1996-08-13 | 2000-06-06 | Oratec Interventions, Inc. | Apparatus for treating intervertebal discs with electromagnetic energy |
US6896672B1 (en) * | 1995-11-22 | 2005-05-24 | Arthrocare Corporation | Methods for electrosurgical incisions on external skin surfaces |
US7758537B1 (en) | 1995-11-22 | 2010-07-20 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurgical removal of the stratum corneum |
US6805130B2 (en) * | 1995-11-22 | 2004-10-19 | Arthrocare Corporation | Methods for electrosurgical tendon vascularization |
US7270661B2 (en) * | 1995-11-22 | 2007-09-18 | Arthocare Corporation | Electrosurgical apparatus and methods for treatment and removal of tissue |
US6090106A (en) | 1996-01-09 | 2000-07-18 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
US6013076A (en) | 1996-01-09 | 2000-01-11 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
US5733281A (en) * | 1996-03-19 | 1998-03-31 | American Ablation Co., Inc. | Ultrasound and impedance feedback system for use with electrosurgical instruments |
GB9612993D0 (en) | 1996-06-20 | 1996-08-21 | Gyrus Medical Ltd | Electrosurgical instrument |
GB2314274A (en) | 1996-06-20 | 1997-12-24 | Gyrus Medical Ltd | Electrode construction for an electrosurgical instrument |
US6565561B1 (en) | 1996-06-20 | 2003-05-20 | Cyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
US7357798B2 (en) | 1996-07-16 | 2008-04-15 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurgical prevention of disc herniations |
US6726684B1 (en) * | 1996-07-16 | 2004-04-27 | Arthrocare Corporation | Methods for electrosurgical spine surgery |
US7104986B2 (en) * | 1996-07-16 | 2006-09-12 | Arthrocare Corporation | Intervertebral disc replacement method |
US6126682A (en) | 1996-08-13 | 2000-10-03 | Oratec Interventions, Inc. | Method for treating annular fissures in intervertebral discs |
US6645203B2 (en) | 1997-02-12 | 2003-11-11 | Oratec Interventions, Inc. | Surgical instrument with off-axis electrode |
US6068628A (en) | 1996-08-20 | 2000-05-30 | Oratec Interventions, Inc. | Apparatus for treating chondromalacia |
US5801522A (en) * | 1996-09-26 | 1998-09-01 | Compaq Computer Corporation | Power limit circuit for computer system |
ATE339917T1 (de) * | 1996-10-23 | 2006-10-15 | Oratec Interventions Inc | Vorrichtung zur behandlung von zwischenwirbelscheiben |
EP1459692A1 (de) * | 1996-10-23 | 2004-09-22 | Oratec Interventions, Inc. | Verfahren und vorrichtung zur behandlung von zwischenwirbelscheiben |
GB9626512D0 (en) | 1996-12-20 | 1997-02-05 | Gyrus Medical Ltd | An improved electrosurgical generator and system |
EP1006908A2 (de) | 1997-02-12 | 2000-06-14 | Oratec Interventions, Inc. | Konkave sonde füur arthroskopische chirurgie |
AU6326298A (en) | 1997-02-12 | 1998-08-26 | Oratec Interventions, Inc. | Electrode for electrosurgical ablation of tissue and method of manufacturing thesame |
US5954716A (en) | 1997-02-19 | 1999-09-21 | Oratec Interventions, Inc | Method for modifying the length of a ligament |
US6026126A (en) * | 1997-04-08 | 2000-02-15 | Motorola, Inc. | Method and apparatus for reducing a ripple signal in an output of a direct current power supply |
US6855143B2 (en) * | 1997-06-13 | 2005-02-15 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical systems and methods for recanalization of occluded body lumens |
US6007532A (en) * | 1997-08-29 | 1999-12-28 | 3M Innovative Properties Company | Method and apparatus for detecting loss of contact of biomedical electrodes with patient skin |
US6007533A (en) | 1997-09-19 | 1999-12-28 | Oratec Interventions, Inc. | Electrocauterizing tip for orthopedic shave devices |
US6214001B1 (en) | 1997-09-19 | 2001-04-10 | Oratec Interventions, Inc. | Electrocauterizing tool for orthopedic shave devices |
US6004320A (en) | 1997-09-19 | 1999-12-21 | Oratec Interventions, Inc. | Clip on electrocauterizing sheath for orthopedic shave devices |
US7094215B2 (en) * | 1997-10-02 | 2006-08-22 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurgical tissue contraction |
WO1999017672A1 (en) * | 1997-10-06 | 1999-04-15 | Somnus Medical Technologies, Inc. | Electro-surgical instrument with a graphical user interface |
US6176857B1 (en) | 1997-10-22 | 2001-01-23 | Oratec Interventions, Inc. | Method and apparatus for applying thermal energy to tissue asymmetrically |
DE19757720A1 (de) | 1997-12-23 | 1999-06-24 | Sulzer Osypka Gmbh | Verfahren zum Betrieb einer Hochfrequenz-Ablationsvorrichtung und Vorrichtung für die Hochfrequenz-Gewebe-Ablation |
JP2002506672A (ja) | 1998-03-19 | 2002-03-05 | オーレイテック インターヴェンションズ インコーポレイテッド | 手術部位にエネルギーを給送するためのカテーテル |
GB9807303D0 (en) | 1998-04-03 | 1998-06-03 | Gyrus Medical Ltd | An electrode assembly for an electrosurgical instrument |
US6763836B2 (en) * | 1998-06-02 | 2004-07-20 | Arthrocare Corporation | Methods for electrosurgical tendon vascularization |
US7276063B2 (en) | 1998-08-11 | 2007-10-02 | Arthrocare Corporation | Instrument for electrosurgical tissue treatment |
US7435247B2 (en) * | 1998-08-11 | 2008-10-14 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurgical tissue treatment |
US6398779B1 (en) | 1998-10-23 | 2002-06-04 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
US7137980B2 (en) * | 1998-10-23 | 2006-11-21 | Sherwood Services Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
US7901400B2 (en) | 1998-10-23 | 2011-03-08 | Covidien Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
US20040167508A1 (en) * | 2002-02-11 | 2004-08-26 | Robert Wham | Vessel sealing system |
US7364577B2 (en) | 2002-02-11 | 2008-04-29 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
US6796981B2 (en) | 1999-09-30 | 2004-09-28 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
GB9911956D0 (en) * | 1999-05-21 | 1999-07-21 | Gyrus Medical Ltd | Electrosurgery system and method |
US20030181898A1 (en) * | 1999-05-28 | 2003-09-25 | Bowers William J. | RF filter for an electrosurgical generator |
US6635057B2 (en) * | 1999-12-02 | 2003-10-21 | Olympus Optical Co. Ltd. | Electric operation apparatus |
US20040068307A1 (en) * | 2000-02-08 | 2004-04-08 | Gyrus Medical Limited | Surgical instrument |
ATE442815T1 (de) | 2000-02-28 | 2009-10-15 | Conmed Corp | Elektrochirurgische klinge mit direkter aufklebung einer silikonbeschichtung |
US6663623B1 (en) | 2000-03-13 | 2003-12-16 | Olympus Optical Co., Ltd. | Electric surgical operation apparatus |
US8527046B2 (en) | 2000-04-20 | 2013-09-03 | Medtronic, Inc. | MRI-compatible implantable device |
US6925328B2 (en) | 2000-04-20 | 2005-08-02 | Biophan Technologies, Inc. | MRI-compatible implantable device |
US6438007B1 (en) * | 2000-05-03 | 2002-08-20 | Raymond W. Pilukaitis | Control circuit for paralleling power supplies and method of operation thereof |
DE10044189A1 (de) * | 2000-08-08 | 2002-03-07 | Erbe Elektromedizin | Hochfrequenzgenerator und Verfahren zur Begrenzung der Ausgangswirkleistung des Hochfrequenz-Generators in der HF-Chirurgie |
US7070596B1 (en) | 2000-08-09 | 2006-07-04 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical apparatus having a curved distal section |
US20030158545A1 (en) * | 2000-09-28 | 2003-08-21 | Arthrocare Corporation | Methods and apparatus for treating back pain |
US6841124B2 (en) * | 2000-10-02 | 2005-01-11 | Ethicon, Inc. | Sterilization system with a plasma generator controlled by a digital signal processor |
US20040262146A1 (en) * | 2000-10-02 | 2004-12-30 | Platt Robert C. | Sterilization system plasma generation control |
US6447719B1 (en) | 2000-10-02 | 2002-09-10 | Johnson & Johnson | Power system for sterilization systems employing low frequency plasma |
US6852277B2 (en) * | 2000-10-02 | 2005-02-08 | Ethicon, Inc. | Sterilization system employing a switching module adapted to pulsate the low frequency power applied to a plasma |
US6893435B2 (en) | 2000-10-31 | 2005-05-17 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical system |
US6843789B2 (en) | 2000-10-31 | 2005-01-18 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical system |
US6695839B2 (en) | 2001-02-08 | 2004-02-24 | Oratec Interventions, Inc. | Method and apparatus for treatment of disrupted articular cartilage |
US20020116028A1 (en) | 2001-02-20 | 2002-08-22 | Wilson Greatbatch | MRI-compatible pacemaker with pulse carrying photonic catheter providing VOO functionality |
US6829509B1 (en) * | 2001-02-20 | 2004-12-07 | Biophan Technologies, Inc. | Electromagnetic interference immune tissue invasive system |
US20020133149A1 (en) * | 2001-03-17 | 2002-09-19 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical systems and methods for hair transplantation and epilation |
JP2002280843A (ja) * | 2001-03-21 | 2002-09-27 | Pioneer Electronic Corp | 電力増幅装置 |
US6837884B2 (en) * | 2001-06-18 | 2005-01-04 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical apparatus having compound return electrode |
US6630139B2 (en) * | 2001-08-24 | 2003-10-07 | Academia Sinica | Fibrinogenolytic proteases with thrombolytic and antihypertensive activities: medical application and novel process of expression and production |
US7054686B2 (en) * | 2001-08-30 | 2006-05-30 | Biophan Technologies, Inc. | Pulsewidth electrical stimulation |
US6731979B2 (en) | 2001-08-30 | 2004-05-04 | Biophan Technologies Inc. | Pulse width cardiac pacing apparatus |
AU2002362310A1 (en) * | 2001-09-14 | 2003-04-01 | Arthrocare Corporation | Methods and apparatus for treating intervertebral discs |
EP1437977B1 (de) * | 2001-10-02 | 2014-05-21 | ArthroCare Corporation | Gerät für die elektrochirurgische entfernung und den aufschluss von gewebe |
WO2003037399A2 (en) * | 2001-10-31 | 2003-05-08 | Biophan Technologies, Inc. | Hermetic component housing for photonic catheter |
US20030088245A1 (en) * | 2001-11-02 | 2003-05-08 | Arthrocare Corporation | Methods and apparatus for electrosurgical ventriculostomy |
US6920883B2 (en) * | 2001-11-08 | 2005-07-26 | Arthrocare Corporation | Methods and apparatus for skin treatment |
US7004941B2 (en) * | 2001-11-08 | 2006-02-28 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurigical treatment of obstructive sleep disorders |
US20030130738A1 (en) * | 2001-11-08 | 2003-07-10 | Arthrocare Corporation | System and method for repairing a damaged intervertebral disc |
US6968236B2 (en) * | 2002-01-28 | 2005-11-22 | Biophan Technologies, Inc. | Ceramic cardiac electrodes |
WO2003068055A2 (en) * | 2002-02-11 | 2003-08-21 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical apparatus and methods for laparoscopy |
AU2003215263A1 (en) * | 2002-02-13 | 2003-09-04 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical apparatus and methods for treating joint tissue |
US6711440B2 (en) | 2002-04-11 | 2004-03-23 | Biophan Technologies, Inc. | MRI-compatible medical device with passive generation of optical sensing signals |
US6725092B2 (en) | 2002-04-25 | 2004-04-20 | Biophan Technologies, Inc. | Electromagnetic radiation immune medical assist device adapter |
DE10218895B4 (de) * | 2002-04-26 | 2006-12-21 | Storz Endoskop Produktions Gmbh | Hochfrequenz-Chirurgiegenerator |
US20030208196A1 (en) * | 2002-05-03 | 2003-11-06 | Arthrocare Corporation | Control system for limited-use device |
WO2003092520A1 (en) | 2002-05-06 | 2003-11-13 | Sherwood Services Ag | Blood detector for controlling anesu and method therefor |
GB2390024B (en) * | 2002-06-27 | 2005-09-21 | Gyrus Medical Ltd | Electrosurgical system |
US7220260B2 (en) | 2002-06-27 | 2007-05-22 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical system |
US6925322B2 (en) * | 2002-07-25 | 2005-08-02 | Biophan Technologies, Inc. | Optical MRI catheter system |
AU2003268458A1 (en) * | 2002-09-05 | 2004-03-29 | Arthrocare Corporation | Methods and apparatus for treating intervertebral discs |
US7041096B2 (en) * | 2002-10-24 | 2006-05-09 | Synergetics Usa, Inc. | Electrosurgical generator apparatus |
US6948503B2 (en) * | 2002-11-19 | 2005-09-27 | Conmed Corporation | Electrosurgical generator and method for cross-checking output power |
US6942660B2 (en) * | 2002-11-19 | 2005-09-13 | Conmed Corporation | Electrosurgical generator and method with multiple semi-autonomously executable functions |
US6939347B2 (en) * | 2002-11-19 | 2005-09-06 | Conmed Corporation | Electrosurgical generator and method with voltage and frequency regulated high-voltage current mode power supply |
AU2003297691A1 (en) * | 2002-12-03 | 2004-06-23 | Arthrocare Corporation | Devices and methods for selective orientation of electrosurgical devices |
US7044948B2 (en) * | 2002-12-10 | 2006-05-16 | Sherwood Services Ag | Circuit for controlling arc energy from an electrosurgical generator |
US20040127893A1 (en) * | 2002-12-13 | 2004-07-01 | Arthrocare Corporation | Methods for visualizing and treating intervertebral discs |
US7195627B2 (en) | 2003-01-09 | 2007-03-27 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical generator |
ES2286487T3 (es) * | 2003-01-09 | 2007-12-01 | Gyrus Medical Limited | Generador electroquirurgico. |
EP1596705B1 (de) * | 2003-02-05 | 2018-09-12 | Arthrocare Corporation | Elektrochirurgische vorrichtung für temperaturanzeige |
US7722601B2 (en) | 2003-05-01 | 2010-05-25 | Covidien Ag | Method and system for programming and controlling an electrosurgical generator system |
US7794456B2 (en) * | 2003-05-13 | 2010-09-14 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for electrosurgical intervertebral disc replacement |
EP1651127B1 (de) * | 2003-07-16 | 2012-10-31 | Arthrocare Corporation | Rotierendes elektrochirurgisches gerät |
US7433658B1 (en) * | 2003-09-30 | 2008-10-07 | Marvell International Ltd. | System and method for controlling true output power of a transmitter |
US7708733B2 (en) * | 2003-10-20 | 2010-05-04 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical method and apparatus for removing tissue within a bone body |
AU2003284929B2 (en) | 2003-10-23 | 2010-07-22 | Covidien Ag | Redundant temperature monitoring in electrosurgical systems for safety mitigation |
US8104956B2 (en) | 2003-10-23 | 2012-01-31 | Covidien Ag | Thermocouple measurement circuit |
US7396336B2 (en) | 2003-10-30 | 2008-07-08 | Sherwood Services Ag | Switched resonant ultrasonic power amplifier system |
US7131860B2 (en) * | 2003-11-20 | 2006-11-07 | Sherwood Services Ag | Connector systems for electrosurgical generator |
US7766905B2 (en) | 2004-02-12 | 2010-08-03 | Covidien Ag | Method and system for continuity testing of medical electrodes |
US7780662B2 (en) | 2004-03-02 | 2010-08-24 | Covidien Ag | Vessel sealing system using capacitive RF dielectric heating |
US7491200B2 (en) * | 2004-03-26 | 2009-02-17 | Arthrocare Corporation | Method for treating obstructive sleep disorder includes removing tissue from base of tongue |
US7704249B2 (en) | 2004-05-07 | 2010-04-27 | Arthrocare Corporation | Apparatus and methods for electrosurgical ablation and resection of target tissue |
US7226447B2 (en) * | 2004-06-23 | 2007-06-05 | Smith & Nephew, Inc. | Electrosurgical generator |
EP1773227B1 (de) * | 2004-06-24 | 2016-04-13 | ArthroCare Corporation | Elektrochirurgische vorrichtung mit planaren vertikalen elektroden |
US20060095031A1 (en) * | 2004-09-22 | 2006-05-04 | Arthrocare Corporation | Selectively controlled active electrodes for electrosurgical probe |
US7628786B2 (en) | 2004-10-13 | 2009-12-08 | Covidien Ag | Universal foot switch contact port |
TWI258123B (en) * | 2005-02-03 | 2006-07-11 | Lite On It Corp | Apparatus for positioning a clamper of a disc driver |
US9474564B2 (en) | 2005-03-31 | 2016-10-25 | Covidien Ag | Method and system for compensating for external impedance of an energy carrying component when controlling an electrosurgical generator |
WO2006119245A2 (en) * | 2005-04-29 | 2006-11-09 | Stryker Corporation | Medical bipolar electrode assembly with cannula and removable supply electrode |
US20060259025A1 (en) * | 2005-05-16 | 2006-11-16 | Arthrocare Corporation | Conductive fluid bridge electrosurgical apparatus |
WO2006137401A1 (ja) * | 2005-06-20 | 2006-12-28 | Nippon Telegraph And Telephone Corporation | ダイヤモンド半導体素子およびその製造方法 |
US7655003B2 (en) | 2005-06-22 | 2010-02-02 | Smith & Nephew, Inc. | Electrosurgical power control |
US7632267B2 (en) * | 2005-07-06 | 2009-12-15 | Arthrocare Corporation | Fuse-electrode electrosurgical apparatus |
US8734438B2 (en) * | 2005-10-21 | 2014-05-27 | Covidien Ag | Circuit and method for reducing stored energy in an electrosurgical generator |
US20070106288A1 (en) * | 2005-11-09 | 2007-05-10 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical apparatus with fluid flow regulator |
US7947039B2 (en) | 2005-12-12 | 2011-05-24 | Covidien Ag | Laparoscopic apparatus for performing electrosurgical procedures |
US7691101B2 (en) * | 2006-01-06 | 2010-04-06 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical method and system for treating foot ulcer |
US8876746B2 (en) * | 2006-01-06 | 2014-11-04 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical system and method for treating chronic wound tissue |
US20070161981A1 (en) * | 2006-01-06 | 2007-07-12 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical method and systems for treating glaucoma |
US7887534B2 (en) * | 2006-01-18 | 2011-02-15 | Stryker Corporation | Electrosurgical system |
US7513896B2 (en) | 2006-01-24 | 2009-04-07 | Covidien Ag | Dual synchro-resonant electrosurgical apparatus with bi-directional magnetic coupling |
US8685016B2 (en) | 2006-01-24 | 2014-04-01 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
US8147485B2 (en) | 2006-01-24 | 2012-04-03 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
US9186200B2 (en) | 2006-01-24 | 2015-11-17 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
CA2574934C (en) | 2006-01-24 | 2015-12-29 | Sherwood Services Ag | System and method for closed loop monitoring of monopolar electrosurgical apparatus |
US8216223B2 (en) | 2006-01-24 | 2012-07-10 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
CA2575392C (en) | 2006-01-24 | 2015-07-07 | Sherwood Services Ag | System and method for tissue sealing |
CA2574935A1 (en) | 2006-01-24 | 2007-07-24 | Sherwood Services Ag | A method and system for controlling an output of a radio-frequency medical generator having an impedance based control algorithm |
US7879034B2 (en) | 2006-03-02 | 2011-02-01 | Arthrocare Corporation | Internally located return electrode electrosurgical apparatus, system and method |
US7651493B2 (en) * | 2006-03-03 | 2010-01-26 | Covidien Ag | System and method for controlling electrosurgical snares |
US7648499B2 (en) | 2006-03-21 | 2010-01-19 | Covidien Ag | System and method for generating radio frequency energy |
US7651492B2 (en) | 2006-04-24 | 2010-01-26 | Covidien Ag | Arc based adaptive control system for an electrosurgical unit |
US8753334B2 (en) | 2006-05-10 | 2014-06-17 | Covidien Ag | System and method for reducing leakage current in an electrosurgical generator |
US7385448B2 (en) * | 2006-05-17 | 2008-06-10 | Intelleflex Corporation | Circuitry for adaptively generating and using a reference voltage |
EP2020943B1 (de) | 2006-05-30 | 2015-07-08 | ArthroCare Corporation | System zur entfernung von hartem gewebe |
WO2008002647A2 (en) * | 2006-06-28 | 2008-01-03 | Synergetics Usa, Inc. | Electrosurgical bipolar instrument |
US8034049B2 (en) | 2006-08-08 | 2011-10-11 | Covidien Ag | System and method for measuring initial tissue impedance |
US7731717B2 (en) | 2006-08-08 | 2010-06-08 | Covidien Ag | System and method for controlling RF output during tissue sealing |
US7794457B2 (en) | 2006-09-28 | 2010-09-14 | Covidien Ag | Transformer for RF voltage sensing |
GB2452103B (en) | 2007-01-05 | 2011-08-31 | Arthrocare Corp | Electrosurgical system with suction control apparatus and system |
US9265559B2 (en) | 2007-02-25 | 2016-02-23 | Avent, Inc. | Electrosurgical method |
US20080234673A1 (en) * | 2007-03-20 | 2008-09-25 | Arthrocare Corporation | Multi-electrode instruments |
US7862560B2 (en) * | 2007-03-23 | 2011-01-04 | Arthrocare Corporation | Ablation apparatus having reduced nerve stimulation and related methods |
US8777941B2 (en) | 2007-05-10 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Adjustable impedance electrosurgical electrodes |
US7834484B2 (en) * | 2007-07-16 | 2010-11-16 | Tyco Healthcare Group Lp | Connection cable and method for activating a voltage-controlled generator |
US8216220B2 (en) | 2007-09-07 | 2012-07-10 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for transmission of combined data stream |
US8512332B2 (en) | 2007-09-21 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Real-time arc control in electrosurgical generators |
US9008793B1 (en) | 2007-10-15 | 2015-04-14 | Chenes Llc | Multiple electrode radiofrequency generator |
US8460284B2 (en) * | 2007-10-26 | 2013-06-11 | Encision, Inc. | Multiple parameter fault detection in electrosurgical instrument shields |
US20090150331A1 (en) * | 2007-12-07 | 2009-06-11 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Method and system for creating reports |
US8298231B2 (en) | 2008-01-31 | 2012-10-30 | Tyco Healthcare Group Lp | Bipolar scissors for adenoid and tonsil removal |
US9358063B2 (en) * | 2008-02-14 | 2016-06-07 | Arthrocare Corporation | Ablation performance indicator for electrosurgical devices |
US8409186B2 (en) | 2008-03-13 | 2013-04-02 | Covidien Lp | Crest factor enhancement in electrosurgical generators |
US20090240244A1 (en) * | 2008-03-19 | 2009-09-24 | Synergetics Usa, Inc. | Electrosurgical Generator Having Boost Mode Control Based on Impedance |
US8257349B2 (en) | 2008-03-28 | 2012-09-04 | Tyco Healthcare Group Lp | Electrosurgical apparatus with predictive RF source control |
ES2944288T3 (es) | 2008-03-31 | 2023-06-20 | Applied Med Resources | Sistema electroquirúrgico con medios para determinar el final de un tratamiento en base a un ángulo de fase |
US8183856B2 (en) * | 2008-05-02 | 2012-05-22 | Infineon Technologies Ag | System including signal offset estimation |
US8226639B2 (en) | 2008-06-10 | 2012-07-24 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for output control of electrosurgical generator |
US9700366B2 (en) | 2008-08-01 | 2017-07-11 | Covidien Lp | Polyphase electrosurgical system and method |
US8747400B2 (en) | 2008-08-13 | 2014-06-10 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for screen electrode securement |
US20100204690A1 (en) * | 2008-08-13 | 2010-08-12 | Arthrocare Corporation | Single aperture electrode assembly |
US8403924B2 (en) | 2008-09-03 | 2013-03-26 | Vivant Medical, Inc. | Shielding for an isolation apparatus used in a microwave generator |
US8377053B2 (en) | 2008-09-05 | 2013-02-19 | Covidien Lp | Electrosurgical apparatus with high speed energy recovery |
US8287529B2 (en) | 2008-09-05 | 2012-10-16 | Tyco Healthcare Group Lp | Electrosurgical apparatus with high speed energy recovery |
DE102008058737B4 (de) * | 2008-09-08 | 2019-12-12 | Erbe Elektromedizin Gmbh | HF-Chirurgiegenerator |
US8242782B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-08-14 | Vivant Medical, Inc. | Microwave ablation generator control system |
US8174267B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-05-08 | Vivant Medical, Inc. | Intermittent microwave energy delivery system |
US8180433B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-05-15 | Vivant Medical, Inc. | Microwave system calibration apparatus, system and method of use |
US8346370B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-01-01 | Vivant Medical, Inc. | Delivered energy generator for microwave ablation |
US8248075B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-08-21 | Vivant Medical, Inc. | System, apparatus and method for dissipating standing wave in a microwave delivery system |
US8287527B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-10-16 | Vivant Medical, Inc. | Microwave system calibration apparatus and method of use |
US8852179B2 (en) | 2008-10-10 | 2014-10-07 | Covidien Lp | Apparatus, system and method for monitoring tissue during an electrosurgical procedure |
US8734444B2 (en) | 2008-10-10 | 2014-05-27 | Covidien Lp | System and method for delivering high current to electrosurgical device |
US20100114110A1 (en) * | 2008-10-30 | 2010-05-06 | Arthrocare Corporation | Intervertebral disc access assembly |
US8308721B2 (en) * | 2008-12-04 | 2012-11-13 | Olympus Medical Systems Corp. | Surgical system and surgical method |
US8355799B2 (en) | 2008-12-12 | 2013-01-15 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for limiting joint temperature |
US20100152726A1 (en) * | 2008-12-16 | 2010-06-17 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical system with selective control of active and return electrodes |
US8162932B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-04-24 | Tyco Healthcare Group Lp | Energy delivery algorithm impedance trend adaptation |
US8333759B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-12-18 | Covidien Lp | Energy delivery algorithm for medical devices |
US8152802B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-04-10 | Tyco Healthcare Group Lp | Energy delivery algorithm filter pre-loading |
US8262652B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-09-11 | Tyco Healthcare Group Lp | Imaginary impedance process monitoring and intelligent shut-off |
US8211100B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-07-03 | Tyco Healthcare Group Lp | Energy delivery algorithm for medical devices based on maintaining a fixed position on a tissue electrical conductivity v. temperature curve |
US8167875B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-05-01 | Tyco Healthcare Group Lp | Energy delivery algorithm for medical devices |
US8231553B2 (en) | 2009-01-13 | 2012-07-31 | Tyco Healthcare Group Lp | Method for wireless control of electrosurgery |
US8235917B2 (en) | 2009-01-13 | 2012-08-07 | Tyco Healthcare Group Lp | Wireless electrosurgical controller |
US8574187B2 (en) | 2009-03-09 | 2013-11-05 | Arthrocare Corporation | System and method of an electrosurgical controller with output RF energy control |
US9522039B2 (en) | 2009-03-11 | 2016-12-20 | Covidien Lp | Crest factor enhancement in electrosurgical generators |
US8257350B2 (en) * | 2009-06-17 | 2012-09-04 | Arthrocare Corporation | Method and system of an electrosurgical controller with wave-shaping |
US8932282B2 (en) | 2009-08-03 | 2015-01-13 | Covidien Lp | Power level transitioning in a surgical instrument |
US7956620B2 (en) | 2009-08-12 | 2011-06-07 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for augmented impedance sensing |
US8685015B2 (en) * | 2009-09-24 | 2014-04-01 | Covidien Lp | System and method for multi-pole phase-shifted radio frequency application |
US8317786B2 (en) * | 2009-09-25 | 2012-11-27 | AthroCare Corporation | System, method and apparatus for electrosurgical instrument with movable suction sheath |
US8323279B2 (en) * | 2009-09-25 | 2012-12-04 | Arthocare Corporation | System, method and apparatus for electrosurgical instrument with movable fluid delivery sheath |
US8652125B2 (en) * | 2009-09-28 | 2014-02-18 | Covidien Lp | Electrosurgical generator user interface |
US8372067B2 (en) | 2009-12-09 | 2013-02-12 | Arthrocare Corporation | Electrosurgery irrigation primer systems and methods |
US7994857B2 (en) * | 2009-12-23 | 2011-08-09 | Rockford Corporation | Dynamic constant power amplifier |
US9198712B1 (en) * | 2010-01-29 | 2015-12-01 | Chest Innovations | Minigenerator |
US8556891B2 (en) * | 2010-03-03 | 2013-10-15 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Variable-output radiofrequency ablation power supply |
US8747399B2 (en) | 2010-04-06 | 2014-06-10 | Arthrocare Corporation | Method and system of reduction of low frequency muscle stimulation during electrosurgical procedures |
US8696659B2 (en) | 2010-04-30 | 2014-04-15 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical system and method having enhanced temperature measurement |
US8979838B2 (en) | 2010-05-24 | 2015-03-17 | Arthrocare Corporation | Symmetric switching electrode method and related system |
ES2664081T3 (es) | 2010-10-01 | 2018-04-18 | Applied Medical Resources Corporation | Sistema electro-quirúrgico con un amplificador de radio frecuencia y con medios para la adaptación a la separación entre electrodos |
US8568405B2 (en) | 2010-10-15 | 2013-10-29 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical wand and related method and system |
US8685018B2 (en) | 2010-10-15 | 2014-04-01 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical wand and related method and system |
USD658760S1 (en) | 2010-10-15 | 2012-05-01 | Arthrocare Corporation | Wound care electrosurgical wand |
US10448992B2 (en) | 2010-10-22 | 2019-10-22 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical system with device specific operational parameters |
US9379643B2 (en) * | 2010-12-23 | 2016-06-28 | The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate | Electrosurgical generator controller for regulation of electrosurgical generator output power |
US8747401B2 (en) | 2011-01-20 | 2014-06-10 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for turbinate reduction |
US9131597B2 (en) | 2011-02-02 | 2015-09-08 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical system and method for treating hard body tissue |
US9271784B2 (en) | 2011-02-09 | 2016-03-01 | Arthrocare Corporation | Fine dissection electrosurgical device |
US9168082B2 (en) | 2011-02-09 | 2015-10-27 | Arthrocare Corporation | Fine dissection electrosurgical device |
US9011428B2 (en) | 2011-03-02 | 2015-04-21 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical device with internal digestor electrode |
US10959775B2 (en) | 2011-06-06 | 2021-03-30 | Cosman Instruments, Llc | Cool RF electrode |
US10639101B2 (en) | 2011-06-06 | 2020-05-05 | Cosman Instruments, Llc | Cool RF electrode |
US9033973B2 (en) * | 2011-08-30 | 2015-05-19 | Covidien Lp | System and method for DC tissue impedance sensing |
US9788882B2 (en) | 2011-09-08 | 2017-10-17 | Arthrocare Corporation | Plasma bipolar forceps |
US9099863B2 (en) * | 2011-09-09 | 2015-08-04 | Covidien Lp | Surgical generator and related method for mitigating overcurrent conditions |
CN103006317B (zh) * | 2011-09-20 | 2015-03-18 | 常州先进制造技术研究所 | 一种高频刀安全保护控制系统 |
US9037447B2 (en) * | 2012-01-27 | 2015-05-19 | Covidien Lp | Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation |
US9480523B2 (en) * | 2012-01-27 | 2016-11-01 | Covidien Lp | Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation |
US9044238B2 (en) | 2012-04-10 | 2015-06-02 | Covidien Lp | Electrosurgical monopolar apparatus with arc energy vascular coagulation control |
US9529025B2 (en) | 2012-06-29 | 2016-12-27 | Covidien Lp | Systems and methods for measuring the frequency of signals generated by high frequency medical devices |
US9921243B2 (en) * | 2012-12-17 | 2018-03-20 | Covidien Lp | System and method for voltage and current sensing |
US9254166B2 (en) | 2013-01-17 | 2016-02-09 | Arthrocare Corporation | Systems and methods for turbinate reduction |
US9713489B2 (en) | 2013-03-07 | 2017-07-25 | Arthrocare Corporation | Electrosurgical methods and systems |
US9693818B2 (en) | 2013-03-07 | 2017-07-04 | Arthrocare Corporation | Methods and systems related to electrosurgical wands |
US9801678B2 (en) | 2013-03-13 | 2017-10-31 | Arthrocare Corporation | Method and system of controlling conductive fluid flow during an electrosurgical procedure |
GB2514100B (en) * | 2013-05-08 | 2020-04-01 | Creo Medical Ltd | Apparatus for Controlling Power Delivered by Electrosurgical Probe |
US9504516B2 (en) | 2013-05-31 | 2016-11-29 | Covidien LLP | Gain compensation for a full bridge inverter |
US9872719B2 (en) | 2013-07-24 | 2018-01-23 | Covidien Lp | Systems and methods for generating electrosurgical energy using a multistage power converter |
US9636165B2 (en) | 2013-07-29 | 2017-05-02 | Covidien Lp | Systems and methods for measuring tissue impedance through an electrosurgical cable |
US10433902B2 (en) * | 2013-10-23 | 2019-10-08 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Current control methods and systems |
US9962150B2 (en) | 2013-12-20 | 2018-05-08 | Arthrocare Corporation | Knotless all suture tissue repair |
US10420607B2 (en) | 2014-02-14 | 2019-09-24 | Arthrocare Corporation | Methods and systems related to an electrosurgical controller |
US9526556B2 (en) | 2014-02-28 | 2016-12-27 | Arthrocare Corporation | Systems and methods systems related to electrosurgical wands with screen electrodes |
US10492850B2 (en) | 2014-04-04 | 2019-12-03 | Covidien Lp | Systems and methods for calculating tissue impedance in electrosurgery |
US10342606B2 (en) | 2014-05-06 | 2019-07-09 | Cosman Instruments, Llc | Electrosurgical generator |
US10136943B1 (en) | 2014-10-21 | 2018-11-27 | Cosman Instruments, Llc | Electrosurgical system |
DE102014209264B8 (de) | 2014-05-15 | 2017-01-12 | Olympus Winter & Ibe Gmbh | Hochfrequenz-Chirurgiegerät |
KR20230076143A (ko) | 2014-05-16 | 2023-05-31 | 어플라이드 메디컬 리소시스 코포레이션 | 전기수술용 시스템 |
CA2949242A1 (en) | 2014-05-30 | 2015-12-03 | Applied Medical Resources Corporation | Electrosurgical seal and dissection systems |
US10194971B2 (en) | 2014-09-26 | 2019-02-05 | Cosman Medical, Inc. | Electrosurgical generator |
WO2016070013A1 (en) * | 2014-10-31 | 2016-05-06 | Medtronic Advanced Energy Llc | Fingerswitch circuitry to reduce rf leakage current |
SG11201703943VA (en) | 2014-11-19 | 2017-06-29 | Advanced Cardiac Therapeutics Inc | Ablation devices, systems and methods of using a high-resolution electrode assembly |
EP3220844B1 (de) | 2014-11-19 | 2020-11-11 | EPiX Therapeutics, Inc. | Systeme für hochauflösende gewebekartierung |
JP6673598B2 (ja) | 2014-11-19 | 2020-03-25 | エピックス セラピューティクス,インコーポレイテッド | ペーシングを伴う組織の高分解能マッピング |
KR20230093365A (ko) | 2014-12-23 | 2023-06-27 | 어플라이드 메디컬 리소시스 코포레이션 | 바이폴라 전기수술용 밀봉기 및 디바이더 |
USD748259S1 (en) | 2014-12-29 | 2016-01-26 | Applied Medical Resources Corporation | Electrosurgical instrument |
US9636164B2 (en) | 2015-03-25 | 2017-05-02 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | Contact sensing systems and methods |
US11446078B2 (en) * | 2015-07-20 | 2022-09-20 | Megadyne Medical Products, Inc. | Electrosurgical wave generator |
US9705524B2 (en) * | 2015-10-30 | 2017-07-11 | Texas Instruments Incorporated | R2R digital-to-analog converter circuit |
CA3017269A1 (en) | 2016-03-15 | 2017-09-21 | Epix Therapeutics, Inc. | Improved devices, systems and methods for irrigated ablation |
US10537377B2 (en) | 2016-05-10 | 2020-01-21 | Covidien Lp | Electrosurgical generator with half-cycle power regulation |
EP3500199B1 (de) * | 2016-11-29 | 2021-07-28 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Elektroporationssystme und katheter für elektroporationssysteme |
CN110809448B (zh) | 2017-04-27 | 2022-11-25 | Epix疗法公司 | 确定导管尖端与组织之间接触的性质 |
US11534226B2 (en) * | 2017-09-22 | 2022-12-27 | Covidien Lp | Systems and methods for minimizing arcing of bipolar forceps |
US11696795B2 (en) * | 2018-07-13 | 2023-07-11 | Medtronic Advanced Energy Llc | Amplitude modulated waveform circuitry for electrosurgical devices and systems, and related methods |
AU2019335013A1 (en) | 2018-09-05 | 2021-03-25 | Applied Medical Resources Corporation | Electrosurgical generator control system |
AU2019381617A1 (en) | 2018-11-16 | 2021-05-20 | Applied Medical Resources Corporation | Electrosurgical system |
US20220160421A1 (en) * | 2020-11-25 | 2022-05-26 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Single frequency switch mode power supply generator with phase shifter |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2619081A1 (de) * | 1975-06-02 | 1976-12-23 | Sybron Corp | Impulssteuerschaltung fuer ein elektrochirurgisches geraet und verfahren zur steuerung der durchschnittsleistung deren pulsmodulierter ausgangssignale |
DE2803017A1 (de) * | 1977-01-21 | 1978-07-27 | Minnesota Mining & Mfg | Elektrochirurgische einheit |
DE3225221A1 (de) * | 1981-09-03 | 1983-03-24 | Bard Inc C R | Elektrochirurgischer generator |
DE3340891A1 (de) * | 1983-01-12 | 1984-07-19 | VEB Transformatoren- und Röntgenwerk "Hermann Matern", DDR 8030 Dresden | Schaltungsanordnung zur impulsbreitensteuerung einer getakteten stromversorgungseinheit |
Family Cites Families (27)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US1584923A (en) * | 1922-12-29 | 1926-05-18 | Gruenberger Otto | Electrical condenser |
US3601126A (en) * | 1969-01-08 | 1971-08-24 | Electro Medical Systems Inc | High frequency electrosurgical apparatus |
US4038984A (en) * | 1970-02-04 | 1977-08-02 | Electro Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for high frequency electric surgery |
US3675655A (en) * | 1970-02-04 | 1972-07-11 | Electro Medical Systems Inc | Method and apparatus for high frequency electric surgery |
FR2109130A5 (de) * | 1970-10-02 | 1972-05-26 | Thomson Csf | |
JPS4984092A (de) * | 1972-12-20 | 1974-08-13 | ||
JPS5241593B2 (de) * | 1972-12-29 | 1977-10-19 | ||
US3897788A (en) * | 1974-01-14 | 1975-08-05 | Valleylab Inc | Transformer coupled power transmitting and isolated switching circuit |
US3939380A (en) * | 1974-02-21 | 1976-02-17 | Rca Corporation | Class D amplifier |
US3923063A (en) * | 1974-07-15 | 1975-12-02 | Sybron Corp | Pulse control circuit for electrosurgical units |
JPS585522B2 (ja) * | 1974-12-23 | 1983-01-31 | ソニー株式会社 | パルスハバヒヘンチヨウシンゴウゾウフクカイロ |
US3999100A (en) * | 1975-05-19 | 1976-12-21 | Morton B. Leskin | Lamp power supply using a switching regulator and commutator |
FR2391588A1 (fr) * | 1977-05-18 | 1978-12-15 | Satelec Soc | Generateur de tension haute frequence |
JPS6047771B2 (ja) * | 1977-09-20 | 1985-10-23 | ソニー株式会社 | 増幅器の過負荷保護装置 |
US4188927A (en) * | 1978-01-12 | 1980-02-19 | Valleylab, Inc. | Multiple source electrosurgical generator |
US4211230A (en) * | 1978-07-31 | 1980-07-08 | Sybron Corporation | Electrosurgical coagulation |
JPS55156407A (en) * | 1979-05-24 | 1980-12-05 | Sony Corp | Amplifying circuit for pulse-width-modulated signal |
DE3017414A1 (de) * | 1980-05-07 | 1981-11-12 | Deutsche Itt Industries Gmbh, 7800 Freiburg | Audio-leistungsverstaerker mit d-gegentakt-endstufe |
US4372315A (en) * | 1980-07-03 | 1983-02-08 | Hair Free Centers | Impedance sensing epilator |
GB2085243B (en) * | 1980-09-03 | 1984-11-21 | Cheltenham Induction Heating L | Apparatus for driving a heating load circuit |
JPS6057673B2 (ja) * | 1980-09-03 | 1985-12-16 | 株式会社エルモ社 | 交流放電灯の電源装置 |
DE3120102A1 (de) * | 1981-05-20 | 1982-12-09 | F.L. Fischer GmbH & Co, 7800 Freiburg | Anordnung zur hochfrequenzkoagulation von eiweiss fuer chirurgische zwecke |
US4429694A (en) * | 1981-07-06 | 1984-02-07 | C. R. Bard, Inc. | Electrosurgical generator |
GB2108786B (en) * | 1981-11-05 | 1985-12-11 | Sanyo Electric Co | Induction heating apparatus |
US4439738A (en) * | 1981-11-12 | 1984-03-27 | Honeywell Inc. | Class D pulse width modulated amplifier |
EP0136855B1 (de) * | 1983-09-13 | 1989-11-15 | Valleylab, Inc. | Generator für Elektrochirurgie |
US4569345A (en) * | 1984-02-29 | 1986-02-11 | Aspen Laboratories, Inc. | High output electrosurgical unit |
-
1984
- 1984-09-10 US US06/649,261 patent/US4727874A/en not_active Expired - Lifetime
-
1985
- 1985-08-09 CA CA000488403A patent/CA1265205A/en not_active Expired - Lifetime
- 1985-08-30 GB GB08521636A patent/GB2164473B/en not_active Expired
- 1985-09-04 DE DE3531576A patent/DE3531576C2/de not_active Expired - Lifetime
- 1985-09-06 AU AU47152/85A patent/AU585888B2/en not_active Ceased
- 1985-09-09 BR BR8504328A patent/BR8504328A/pt not_active IP Right Cessation
- 1985-09-09 JP JP60197884A patent/JPS61124266A/ja active Pending
- 1985-09-09 KR KR8506568A patent/KR930009711B1/ko not_active IP Right Cessation
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2619081A1 (de) * | 1975-06-02 | 1976-12-23 | Sybron Corp | Impulssteuerschaltung fuer ein elektrochirurgisches geraet und verfahren zur steuerung der durchschnittsleistung deren pulsmodulierter ausgangssignale |
DE2803017A1 (de) * | 1977-01-21 | 1978-07-27 | Minnesota Mining & Mfg | Elektrochirurgische einheit |
DE3225221A1 (de) * | 1981-09-03 | 1983-03-24 | Bard Inc C R | Elektrochirurgischer generator |
DE3340891A1 (de) * | 1983-01-12 | 1984-07-19 | VEB Transformatoren- und Röntgenwerk "Hermann Matern", DDR 8030 Dresden | Schaltungsanordnung zur impulsbreitensteuerung einer getakteten stromversorgungseinheit |
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3604823A1 (de) * | 1986-02-15 | 1987-08-27 | Flachenecker Gerhard | Hochfrequenzgenerator mit automatischer leistungsregelung fuer die hochfrequenzchirurgie |
US4818954A (en) * | 1986-02-15 | 1989-04-04 | Karl Storz Endoscopy-America, Inc. | High-frequency generator with automatic power-control for high-frequency surgery |
US4969885A (en) * | 1987-11-17 | 1990-11-13 | Erbe Elektromedizin Gmbh | High frequency surgery device for cutting and/or coagulating biologic tissue |
DE3805921A1 (de) * | 1988-02-25 | 1989-09-07 | Flachenecker Gerhard | Hochfrequenz-leistungsgenerator |
DE4122624A1 (de) * | 1991-07-09 | 1993-01-21 | Dressler Hochfrequenztechnik G | Schutzeinrichtung fuer einen hochfrequenz-generator, hochfrequenz-generator und verfahren zum schutz eines hochfrequenz-generators gegen dessen zerstoerung bei leistungsfehlanpassung |
US5352868A (en) * | 1992-05-01 | 1994-10-04 | Hemostatic Surgery Corporation | Resistance feedback controlled power supply |
US5445635A (en) * | 1992-05-01 | 1995-08-29 | Hemostatic Surgery Corporation | Regulated-current power supply and methods for resistively-heated surgical instruments |
DE19542419B4 (de) * | 1995-11-14 | 2005-11-24 | Karl Storz Gmbh & Co. Kg | Hochfrequenzgenerator für die Hochfrequenzchirurgie mit Gewebedifferenzierung |
DE29519651U1 (de) * | 1995-12-14 | 1996-02-01 | Muntermann Axel | Vorrichtung zur linienförmigen Radiofrequenz-Katheterablation endomyokardialen Gewebes |
US7066933B2 (en) | 2000-08-08 | 2006-06-27 | Erbe Elektromedizin Gmbh | High-frequency generator for performing high-frequency surgery having adjustable power limitation, and method for controlling the power limitation |
RU2563917C1 (ru) * | 2014-11-17 | 2015-09-27 | Общество с ограниченной ответственностью "Импедансные медицинские технологии" | Персональное устройство электроимпедансной диагностики молочной железы |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
GB2164473A (en) | 1986-03-19 |
GB8521636D0 (en) | 1985-10-02 |
KR930009711B1 (en) | 1993-10-09 |
GB2164473B (en) | 1988-06-29 |
KR860002259A (ko) | 1986-04-24 |
AU4715285A (en) | 1986-03-20 |
CA1265205C (en) | 1990-01-30 |
JPS61124266A (ja) | 1986-06-12 |
AU585888B2 (en) | 1989-06-29 |
CA1265205A (en) | 1990-01-30 |
DE3531576C2 (de) | 1996-02-29 |
US4727874A (en) | 1988-03-01 |
BR8504328A (pt) | 1986-07-01 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE3531576A1 (de) | Elektrochirurgiegenerator | |
EP0253012B1 (de) | Hochfrequenz-Chirurgiegerät für die thermische Koagulation biologischer Gewebe | |
EP0341446B1 (de) | Hochfrequenzgenerator zum Gewebeschneiden und Koagulieren in der Hochfrequenzchirurgie | |
DE69530646T2 (de) | Impedanzrückkopplungsüberwacher für elektrochirurgisches Instrument | |
DE4009819C2 (de) | HF-Chirurgiegerät | |
EP0316469B1 (de) | Hochfrequenz-Chirugiegerät zum Schneiden und/oder Koagulieren biologischer Gewebe | |
DE3604823C2 (de) | Hochfrequenzgenerator mit automatischer Leistungsregelung für die Hochfrequenzchirurgie | |
DE2140832A1 (de) | Verfahren und vorrichtung fuer die elektrische hochfrequenzchirurgie | |
DE2801833C2 (de) | Elektrochirurgische Schneidvorrichtung | |
EP0925761A1 (de) | Verfahren zum Betrieb einer Hochfrequenz-Ablationsvorrichtung und Vorrichtung für die Hochfrequenz-Gewebe-Ablation | |
DE3510586A1 (de) | Kontrolleinrichtung fuer ein hochfrequenz-chirurgiegeraet | |
DE2619081A1 (de) | Impulssteuerschaltung fuer ein elektrochirurgisches geraet und verfahren zur steuerung der durchschnittsleistung deren pulsmodulierter ausgangssignale | |
DE2901153A1 (de) | Elektrochirurgischer generator | |
EP0709065A1 (de) | Elektrochirurgiegerät und Verfahren zu dessen Betrieb | |
DE2328026C2 (de) | Nach dem Schaltprinzip arbeitendes Netzgerät | |
DE2657450C2 (de) | Speiseschaltung für einen Mikrowellengenerator und Verfahren zum Betrieb eines Mikrowellengenerators eines Mikrowellen-Erhitzungsgerätes | |
EP0001806B1 (de) | Reizstromgerät | |
DE112013002913T5 (de) | HF-chirurgisches Instrument und System | |
DE3216220A1 (de) | Tastaturgesteuerter gewebestimulator auf mikroprozessorbasis | |
EP4140426A1 (de) | Elektrochirurgie-generator mit multilevel-inverter für hf-hochspannung | |
EP4140427A1 (de) | Elektrochirurgie-generator mit dynamikverbessertem inverter | |
EP0217011A1 (de) | Universelles Elektrotherapiegerät | |
DE102008050242B4 (de) | Hochfrequenz-Chirurgiegerät | |
EP2676624A1 (de) | Hochfrequenz-Chirurgiegerät | |
DE4233467A1 (de) | Hochfrequenzeinrichtung für chirurgische Eingriffe mit lastabhängiger Leistungsregelung |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
8127 | New person/name/address of the applicant |
Owner name: BIRTCHER MEDICAL SYSTEMS, INC., IRVINE, CALIF., US |
|
8128 | New person/name/address of the agent |
Representative=s name: ACKMANN, G., DR.-ING., 4100 DUISBURG MENGES, R., D |
|
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition |