JP2011509107A - 電子手術による切除のための高周波発生器 - Google Patents

Abstract

本発明は、電子手術機器に接続される高周波発生器に関する。この高周波発生器は、電子手術機器のための電気出力端子と、少なくとも間接的に当該出力端子に接続されている電流源または電圧源と、アーク検出器と、前記出力端子によって供給される電力をコントロールするパワーコントロール部とを含む。当該パワーコントロール部は次のように構成されている、すなわち、始めに、初期切除支持フェーズの間に高出力パワーが供給され、これに続いて、初期切除支持フェーズの間にアークが点弧された場合には、切除フェーズの予め定められた時間期間の間に、前記高いパワーに比べて低減されたパワーが供給され、次に、長い休止インターバルの予め定められた時間期間の間には、パワーが供給されない、またはアークが生じない低いパワーが供給される。または、初期切除支持フェーズの間にアークが点弧されなかった場合には、短い休止インターバルの予め定められた時間期間の間、パワーは供給されない、または低いパワーが供給される。

Description

本発明は、アークを用いて生体組織を切除するための電子手術機器が接続される高周波発生器に関する。

この種の高周波発生器は通常、電気的出力端子と入力端子を有しており、電気的出力端子に電子手術機器が接続され、入力端子によって、高周波発生器が電流源または電圧源に接続される。このケースでは、パワーコントロール部が、出力端子によって供給される電力をコントロールするために用いられる。

この種の装置は基本的に既に、例えばＤＥ１９５００２１９号、ＤＥ４１３５１８５号、ＤＥ４１２６６０９号、ＤＥ３６２２３３７号、ＤＥ３４２０３４０号、ＤＥ２９４６７２８号、ＤＥ３５３０３３５号またはＤＥ３２２８１３６号から既知である。

電子手術による切除、殊に、内視鏡介入の場合またはポリープ切除において、使用されている各電子手術切除電極が、組織内に過度に深く入り込んでしまうという恐れがある。なぜなら、操作者が十分に鋭い感覚で電子手術機器をガイドすることができないからである。

このような危険を低減し、できるだけコントロールされた電子手術切除誘導を可能にするために、高周波発生器は、電子手術切除に必要な電力供給時に、周期的に行われる電力供給を有している。この周期的な電力供給は次のような切除インターバルを伴う。すなわち、時間に関して比較的短く、相対的に高いレベルの電力を必要とする切除インターバルである。さらに、比較的長い凝固インターバルまたは休止インターバルを伴う。ここでは電力は供給されない、または低いレベルの電力が供給される。

電子手術切除機器用に構成された高周波発生器は一般的に、初期切除アシスタンスまたは支持を有している。すなわち、アークを形成するために、始めに非常に高いレベルのパワーが供給され、切除電極に接している生体組織を迅速に乾燥させる。これによってアークを形成するのに必要な高い生体組織インピーダンスに迅速に達し、アークを燃料するのに必要な電圧に達する。その後、このパワーが低減され、アークが維持される。実際には、印加されたａｃ電圧によってアークは永久的には維持されず、遅くとも、ａｃ電圧の各零通過時に崩壊する。しかし、以降でも使用される「アークを維持する」という用語に関して、得られた組織乾燥は次のことを意味している。すなわち、インピーダンス（それとともに電圧も）が高いままであり、アーク電圧の各期間において、ピーク電圧が、アークの点弧に必要な値に達している、ということを意味している。

しかし高い周波数電流の印加の始めでは、過度に低いインピーダンスによって、アークの点弧が直ちには発生しない。従って、初期段階の切除支持が適切である。このような切除支持は殊に次のような場合に適切である。すなわち、ポリープ切除スネアループ等の広い領域の切除電極が使用される場合に適切である。これによって、広い領域を迅速に乾燥させることができ、迅速な初期切除特性が保証される。

殊に、内視鏡的粘膜切除術（ＥＭＲ）またはポリープ切除の場合には、スネアループ切除電極の領域が大きいので、しばしば、初期切除支持のための高い電力レベルを有するパルス１つだけでは、アークの点弧に必要な高いインピーダンスに達することができない。なぜなら、組織内に導入される熱エネルギーは、インピーダンスを高めるのには十分でなく、また切除電極の領域における電圧も、アークが点弧されるほどには十分ではない。

この理由から、既知の高周波発生器において、固定されたパルスシーケンスに従って電力供給が周期的に行われる：
始めに、非常に高いパワーを伴う初期切除パルスが供給され、次に、アークが点弧されると、低減されたパワーのパルスが形成され、アークを維持し、最終的に休止インターバルになる。

この休止インターバルの長さは、この場合には次のように選択されている。すなわち、上述した手術機器が、よりコントロールされてガイドされるように選択されている。これはまさに、例えば広い領域の電極によって、アークを点弧するのに多数の初期切除支持パルスが必要になり、このために必要な待ち時間が操作者によって、有害なものとして認識される場合である。本発明の課題は、より良い初期切除特性を提供する、本明細書の冒頭部分に記載された様式の高周波発生器を提供することである。

本発明では、この課題は、アーク検出器とパワーコントロール部を有する本明細書の冒頭部分に記載された種類の高周波発生器によって解決される。ここでこのパワーコントロール部は、次のように構成されている。すなわち、始めに初期切除支持のためのフェーズの間に、高い出力パワーが初期切除支持のために供給されるように構成されている。この次に、
・アークの点弧が、初期切除支持フェーズの間に生じた場合には、切除フェーズの予め定められた時間期間の間に、前記高いパワーに比べて低減されたパワーが供給され、次に、長い休止インターバルの予め定められた時間期間の間に、パワーが供給されない、またはアークが生じない低いパワーが供給される、
・または、初期切除支持フェーズの予め定められた最大持続時間に達するまでにアークの点弧が生じない場合には、短い休止インターバルの予め定められた時間期間の間、パワーが供給されない、または低いパワーが供給される。

本発明は次のような事実に基づいている。すなわち、アークがまだ点弧されていない状況の場合には、長い休止インターバルまたは凝固インターバルが必要とされず、従って、治療進行の間の待ち時間が不必要になる、という事実に基づいている。

従来技術と比べて、本発明の高周波発生器によって得られる重要な利点は、アークの最初の点弧までに経過する時間が、従来技術の高周波発生器と比較して短くなる、ということである。

より詳細には、従来技術の高周波発生器は、始めに、初期切除支持フェーズの一定のシーケンスを提供する。その後、切除フェーズが提供され、最終的に、休止インターバルまたは凝固インターバルが提供される。ここではアークの存在は、休止インターバルまたは凝固インターバルの長さに影響を与えない。

本発明の高周波発生器の場合には、初期切除支持フェーズの間に供給されるパワーおよび切除フェーズの間に供給されるパワーおよび凝固インターバルまたは休止インターバルの間に供給されるパワーは有利には、それぞれ近似的に、従来技術から既知のパワーに相応する。個々のフェーズの適切な周波数も、従来技術から既知である。

有利には、初期切除支持フェーズにおける最大パワーは約５００ワットであり、切除フェーズの間にはこれは有利には約２５０ワットである。各々の有利な周波数は、有利には３００ｋＨｚ〜２ＭＨｚの間である。

有利には、初期切除支持フェーズの予め定められた最大持続時間は約５０ｍｓである。有利には、切除フェーズのための予め定められた時間期間は約１５ｍｓである。

切除フェーズに続く、長い凝固インターバルまたは休止インターバルのための典型的な時間期間は約５００〜１０００ｍｓであり、初期切除支持フェーズに直接的に続く短い凝固インターバルまたは休止インターバルのための適切な時間期間（アークが点弧されなかったので切除フェーズが無い）は、約１００〜４００ｍｓである。

開示されたこの高周波発生器を除いて、本発明は、生体組織の電子手術切除方法にも関する。ここでこの方法は最初に、
初期切除支持フェーズの間（ここでは高いパワーの印加が、主に、予め定められた最大持続時間の時間期間の間に行われる）に高いパワーを伴う高周波電流を印加し、次に、
・アークの点弧が、高いパワーでの高周波電流印加の間に生じる場合には、切除フェーズの予め定められた時間期間の間に、この高いパワーに比べて低減されたパワーで高周波電流を印加し、次に、長い休止インターバルまたは凝固インターバルの時間期間の間に、低いパワーを印加する、またはパワーを印加しない、または
・アークの点弧が、高いパワーでの高周波電流印加の間に生じなかった場合には、短い休止インターバルまたは凝固インターバルの予め定められた時間期間の間に、低いパワーの高周波電流を印加するまたはパワーを印加しない。

本発明の方法は、本発明の高周波発生器を使用した患者の電子手術治療に相当し、本発明の高周波発生器の種々の形態の手術的使用は、この方法の種々の形態をあらわす。

次に本発明の実施形態を、以下でより詳細に、図１〜４に関連して説明する：

電気機器が接続されている高周波発生器を示す図 高周波発生器の原理を示す回路図 高周波発生器の出力側で出力されるパルスシーケンスのパルスダイヤグラムの例 さらなるパルスダイヤグラムの例

図１は、高周波発生器１０を示しており、この高周波発生器の入力側には、公共の幹線システムに接続するためのパワーケーブルが設けられている。高周波発生器１０には、足踏スイッチ２４０が接続されており、この足踏スイッチは、高周波発生器１０をオン、オフするのに用いられる。高周波発生器１０の出力側の２つの出力極１２５は、電力線の形状で、電子手術機器の電極２１０および中性電極２２０に接続されている。電子手術機器はこの場合には、切除電極２１０を有しており、この切除電極は、例として図１に示されているこの実施例では、スネアループ切除機器の形状である。

図２は、本発明の高周波発生器の有利な実施形態の原理を図であらわす回路図を示している。これは従来技術に対して改善された初期切除性能を有している。図示された実施形態は、特に、内視鏡的粘膜切除術（ＥＭＲ）およびポリープ切除の領域の手術的介入にも適している。

この高周波発生器１０はクロック制御可能な給電ユニット１１０を含んでいる。この給電ユニットの入力側は、公共のａｃ給電線に接続されており、出力側には、高周波発生器モジュール１２０の入力側が接続されている。給電ユニット１１０は、ａｃ電圧をｄｃ電圧に変換する。これは、少なくとも１つのクロックによってクロックコントロールされ、異なるパルス長さのパルスおよび異なるパルス振幅のパルスを有するパルスシーケンスが、給電ユニット１１０の出力側で得られる。換言すれば、給電ユニット１１０の給電はクロックコントロールされ、一連の異なるパワーレベルが、相応する時間インターバルの各長さの間、出力される。高周波発生器モジュール１２０は、ｄｃ電圧を、０．３〜２ＭＨｚの間ａｃ電圧に変換する。高周波発生器モジュール１２０の出力側は、２つの反誘導式（antifaradisation）のキャパシタ１２１、１２２および高周波発生器１０の二極電気出力端子１２５によって、電子手術機器の電極２１０および中性電極２２０に接続されている。２つの反誘導式キャパシタは、患者への危険な直流電流の伝送を阻止する。これは、電極２１０と組織２３０との間のアークの点弧に基づいて生じる。

電子手術機器は一般的に切除電極２１０およびハンドルを含んでいる。切除電極２１０の近傍で、組織の電子手術切除を可能にするために、アークが電極２１０と生体組織との間に形成されなければならない。これは高い電力の直流電流によって行われる。これは、少なくとも１つのクロックによってクロック制御され、給電ユニット１１０の出力側で、高周波発生器モジュール１２０の入力側へ出力される。その結果、高周波発生器モジュール１２０は、同じ時間周期の間、高周波電流を出力する。これはいわゆる、高い電力の高周波交番電流である。電子手術機器の切除電極２１０および中性電極２２０は、二極式電気出力端子１２５によって、高周波発生器モジュール１２０の出力側に接続されている。切除電極２１０に接している組織２３０の加熱、ひいては、この組織の迅速な乾燥は、電極２１０および２２０へ出力される高周波電流によって行われる。結果として、アークの点弧に必要な、電極２１０の近傍における生体組織のインピーダンスおよび電圧が得られる。このアークのみによって、操作者は、切除電極２１０に接している組織２３０を所望のように切除することができる。

先行して行われたアーク点弧の後に電子手術切除に必要なアークを維持するのに、比較的低いレベルの電力で十分である。

高い点弧パワーレベルから、アークを維持するための低いパワーレベルへの切り換えは例えば、パワーコントロール部３００によって行われる。このパワーコントロール部は高周波発生器１０内に配置され、アーク検出器３１０、切換えスイッチ３２０、第１のクロック３３０および第２のクロック３４０を含んでいる。

アーク検出器３１０はここでアークセンサ３１２、基準信号源３１４および比較器３１６を有している。アーク検出器３１０の入力側としての、アークセンサ３１２の入力側には、反誘導式キャパシタ１２１および１２２の出力側の下流で、高周波発生器モジュール１２０の極が接続されており、アークの存在を検出する。この場合には、アークセンサ３１２の出力側は、比較器３１６の入力側に接続されている。基準信号源３１４の出力側も、比較器３１６の入力側に接続されている。アーク検出器３１０の出力側としての比較器３１６の出力側は、切換えスイッチ３２０の入力側に接続されており、この切換えスイッチの２つの出力側は２つのクロック３３０および３４０に接続されている。切換えスイッチ３２０は、アーク検出器３１０の出力信号に応じて、クロック３３０または３４０をアクティブにする。

クロック３３０および３４０の出力側は、同時に、パワーコントロール部３００の出力側である。クロック３３０によって、給電ユニットは、直流電流をハイパワーレベルで出力し（初期切除支持のために）、その間の短い休止インターバルの間に低いパワーレベルで直流電流を出力する。休止インターバルにおいてパワーが出力されなくてもよい。

クロック３４０によって、給電ユニットは、直流電流を高いパワーレベルで出力し（初期切除支持のために）、その直後に、アークの点弧後に、直流電流を低いパワーレベルでアークの維持のために出力し、最終に直流電流を低いパワーレベルで、長い休止インターバルのために出力する。この場合には、択一的に、この休止インターバルの間にパワーが出力されなくてもよい。

アークを検出するために、アークセンサ３１０は例えば、電極２１０と２２０にわたるｄｃ電圧を検出する。測定されるｄｃ電圧として、切除位置での整流された電流の関数がある。これによって、高い周波数電流による切除時に、アーク検出器３１０はアークの存在を検出することができる。形成されたｄｃ電圧をベースにしたアーク検出は、ＤＥ２８０１８３３号から既知である。

しかしアーク検出器３１０が、発生器１０の出力のスペクトルパワー分布を解析するように構成されてもよく、この場合には、２つの異なった周波数領域が相互に比較される。アークの形成が、「比較的高い高調波（higher harmonics）」の解析によって検出されてもよい。「比較的高い高調波」の使用は、このコンテキストにおいて、より詳細に、ＤＥ４１２６６０７Ａ１号に記載されている。

これに対して択一的に、アーク検出器３１０を、アークセンサ３１２としてホトオプティカル部材を用いてアークの存在を検出するように構成してもよい。このような検出器は、ＤＥ２５０４２８０号で提案されている。

アーク検出が、インピーダンスの突発的な変化の検出によって行われてもよい。一般的に、アーク検出器３１０を、アークの存在を検出するように所望のように構成することができる。

あらゆる事象で、センサ３１２は、測定値に比例した信号を、比較器３１６の入力側へ出力する。比較器３１６は、この出力信号を、これも比較器３１６の入力側に基準信号源３１４によって出力された基準信号と比較する。２つの値を比較することによって、電子手術機器でアークが点弧されたか否かが確認される。

有利には、ここで挙げられたアーク検出器３１０の個々のコンポーネントが、プログラマブルコントローラにおいて実現されてもよい。

アークが存在する場合には、アーク検出器３１０は、これをあらわす信号を出力する。これは、より詳細に、図４に関連して示されている。

電子手術機器の電極２１０でアークが発生していない場合には、アーク検出器３１０は、切換えスイッチ３２０を、初期切除支持のために第１のクロック３３０に切換え、これによって、不必要に長い休止インターバルまたは凝固（coagulation）インターバルを阻止し、アークが点弧するまでの時間が低減される。

しかし、電子手術機器でアークが生じた場合には、アーク検出器３１０は、切換えスイッチ３２０を第２のクロック３４０に切換え、ここでは必要とされる長い休止インターバルまたは凝固インターバルを実行する。この場合にはパワーコントロール部３４０のクロック３３０および３４０は、次のように給電ユニット１１０のｄｃ電圧出力をクロックコントロールする。すなわち、上述したパルスシーケンスが、給電ユニット１１０の出力側で出力されるようにクロックコントロールする。

パワーコンロトール部３００が、全体的にまたは部分的に、マイクロコントローラにおいて実現されてもよい。このマイクロコントロール内には、コンポーネント３１０、３２０、３３０および３４０がプログラミングされている。

電子手術機器の電極２１０へ高周波発生器１０によって搬送されたパワーは、図３に詳細に、パルスダイヤグラムで示されている。

図３に示されたタイムシーケンスは、医者が足踏スイッチ２４０を押して起動させるとすぐに始まる。足踏スイッチ２４０は、印加が終わるまで押されたままである。

パルスダイヤグラムに示されており、高いパワーレベルを伴う時間インターバルＴ１は、初期切除支持のために用いられる。組織２３０のインピーダンスが依然として十分でない場合には、組織２３０がまだ十分に乾いていないということであり、時間インターバルＴ１には、低いパワーレベルＰ３を伴う短い凝固インターバルまたは休止インターバルとしての時間インターバルＴ２が続く。時間インターバルＴ１およびＴ２は、アークが点弧されるまで、複数回繰り返される。

時間インターバルＴ１の間または時間インターバルＴ１の後にアークの点弧が検出された場合、時間インターバルＴ３がすぐに続く。時間インターバルＴ３は切除インターバルであり、先行して、時間インターバルＴ１において点弧されたアークを維持するために用いられ、時間インターバルＴ１よりも低いパワーレベルを有する。なぜなら、低いパワーレベルは、アークを維持するのに十分だからである。この時間インターバルＴ３には時間インターバルＴ４が続き、これは、顕著に低いパワーレベルＰ３を伴う、長い凝固インターバルまたは休止インターバルである。時間インターバルＴ１、Ｔ３およびＴ４は切除手術が組織２３０内で続く限り、繰り返される。すなわち、医者が足踏スイッチ２４０を起動させている限り、繰り返される。

図４は、本発明の高周波発生器１０に対するさらなるパルスダイヤグラムを示している。これは、例えば足踏みスイッチ２４０を起動させることによって医者が開始したポリープ除去等の印加の間の高周波発生器１０からの信号を示している。図４は、高周波発生器１０によって供給されたパワーＰの他に、アーク検出器３１０からのアーク信号４１０の出力および切換えスイッチ３２０の切換え位置を示している。

図３に示されているような印加の開始時に、高いパワーＰ１が初期切除支持フェーズ４２０において供給される。最大持続時間Ｔ１が、初期切除支持フェーズ４２０に対して予め定められている。図３に示されているように、例えばはじめの２つの初期切除支持フェーズ４２０の間にアークが点弧されないので、図示のプロシージャにおいて高いパワーＰ１が、最大持続時間Ｔ１の終わりまで生じている。印加の始めではアーク検出器３１０は信号を供給しない、または少なくともアークの存在をあらわす信号を供給しない。図４におけるパルスダイヤグラムでは、これは値０によってあらわされる。さらに、切り換えスイッチ３２０は、印加の開始時にクロック３３０を起動させる。

初期切除支持フェーズ４２０には、図３に示されているように、最大持続時間Ｔ１が経過した後に、予め定められた短い休止時間Ｔ２の間、短い休止インターバル４３０が続く。短い休止インターバル４３０の間に、高周波発生器は、低いレベルのパワーＰ３を供給する。この低いパワーＰ３が、実質的に０に等しいくらい低くてもよい。短い休止インターバル４３０の終了後には、初期切除支持フェーズ４２０が再び生じる。これは、図３に関連して既に記述された通りである。初期切除支持フェーズ４２０および短い休止インターバル４３０は、アークが点弧されない限り交番し、従ってアーク検出器３１０は、アークの存在をあらわす信号を出力しない。

図４における例による印加において、アークは第３の初期切除支持フェーズ４２０の間に点弧する。アーク検出器３１０は、アークの存在をあらわすアーク信号４１０を出力する。図４では、これは例として信号値１によってあらわされている。

アーク信号４１０が生じると、初期切除支持フェーズ４２０が迅速に終了し、その後、低減されたパワーＰ２で切除フェーズ４２０が続く。これは、アークを維持するのに適している。図４において示されているように、この低減されたパワーＰ２は低いパワーＰ３よりも高く、高いパワーＰ１よりも低い。初期切除支持フェーズ４２０は、時間Ｔ−１の後にアーク信号４１０が生じるとすぐに終了する。これは最大持続時間Ｔ１よりも短い。切除フェーズ４２０は、予め定められた持続時間Ｔ３である。

切除フェーズ４４０の終了後には、長い休止時間Ｔ４を伴う長い休止インターバル４５０が続く。なぜなら、アーク信号４１０の発生によって、切換えスイッチ３２０がクロック３３０からクロック３４０へ切換えられたからである。切除フェーズ４４０の終了とともに、アークが消え、従ってアーク信号４１０は存在しない。それにもかかわらず、クロック３４０は、切換えスイッチ３２０によってアクティブにされたままである。長い休止時間Ｔ４の終わりには再び、初期切除支持フェーズ４２０が再び続く。この間に、アークが再び点弧される。アークが点弧する、初期切除支持フェーズ４２０における時間は変化し得る。従って、初期切除支持フェーズ４２０の持続時間Ｔ−１も変化し得る。

Claims (9)

1. 電子手術機器（２１０）に接続される高周波発生器（１０）であって、当該高周波発生器（１０）は、
   ・電子手術機器のための電気出力端子（１２５）と、
   ・少なくとも間接的に当該出力端子に接続されている電流源または電圧源（１１０）と、
   ・動作時に、前記電子手術機器でアークが点弧された場合にアークをあらわすアーク信号（４１０）を供給するアーク検出器（３１０）と、
   ・前記出力端子（１２５）によって供給された電力をコントロールするパワーコントロール部（３００）とを含む形式のものにおいて、当該パワーコントロール部（３００）は次のように構成されている、すなわち、
   ・始めに、初期切除支持フェーズ（４２０）の間に高出力パワー（Ｐ１）が供給、これに続いて、
   ・前記アーク信号（４１０）が当該初期切除支持フェーズ（４２０）の間に出力された場合には、切除フェーズ（４４０）の予め定められた時間期間（Ｔ３）の間、前記高いパワー（Ｐ１）に比べて低減されたパワー（Ｐ２）が、アークを維持するために供給され、次に、長い休止インターバル（４５０）の予め定められた時間期間の間、パワーが供給されない、またはアークが生じない低いパワー（Ｐ３）が供給される、
   ・または、前記初期切除支持フェーズ（４２０）の予め定められた最大持続時間（Ｔ１）に達するまでアーク信号（４１０）が出力されない場合には、短い休止インターバル（４３０）の予め定められた時間期間（Ｔ２）の間、パワーは供給されない、またはアークが生じない低いパワーが供給される、
   ことを特徴とする高周波発生器（１０）。
2. 前記パワーコントロール部（３００）は次のように構成されている、すなわち、前記長い休止インターバルの持続時間が５００〜１０００ｍｓの間であり、前記短い休止インターバルの時間持続が１００〜４００ｍｓの間であるように構成されている、請求項１記載の高周波発生器（１０）。
3. 前記パワーコントロール部（３００）は、切除フェーズの持続時間が１０〜２０ｍｓ、有利には１５ｍｓであるように構成されている、請求項１または２記載の高周波発生器（１０）。
4. 前記パワーコントロール部（３００）は次のように構成されている、すなわち、前記アーク検出器（３１０）がアークの点弧を検出すると、初期切除支持のためのフェーズがいかなる場合でも終了し、切除フェーズに移行するように構成されている、請求項１から３までのいずれか１項記載の高周波発生器（１０）。
5. 前記アーク検出器（３１０）は、アークの点弧をｄｃ電圧の検出によって検出するように構成されている、請求項４記載の高周波発生器（１０）。
6. 前記アーク検出器（３１０）は、アークの点弧を、比較的高い高調波の特徴的な構造から検出する、請求項１から５までのいずれか１項記載の高周波発生器（１０）。
7. 前記パワーコントロール部（３００）は、初期切除支持のためのフェーズの最大持続時間が５０ｍｓよりも短くなるように構成されている、請求項１から６までのいずれか１記載の高周波発生器（１０）。
8. 初期切除支持のためのフェーズの最大持続時間および／または切除フェーズの持続時間および／または長い休止インターバルの持続時間および／または短い休止インターバルの持続時間が調節可能である、請求項１から７までのいずれか１項記載の高周波発生器（１０）。
9. 初期切除支持のためのフェーズの供給されるパワーおよび／または切除フェーズの供給されるパワーおよび／または長い休止インターバルの供給されるパワーおよび／または短い休止インターバルの供給されるパワーが調節可能である、請求項１から８までのいずれか１項記載の高周波発生器（１０）。

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