JP2003199763A - 定電圧を使用する電気外科手術装置 - Google Patents
定電圧を使用する電気外科手術装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 電気外科手術装置の使用を妨げてきた血餅の
蓄積および付着の問題を克服する電源、および電気外科
手街システムを提供する。 【解決手段】 手術中に組織の止血を生じさせるための
電極を有する電気外科手術器具と共に使用され、実質的
に負荷インピーダンスに依存しない実質的に一定な交流
出力電圧信号を該電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下で
１に近い波高率を有する電圧波形を供給する電源。代表
的には、この電源は、選択可能な直流電圧を供給するた
めの変調器出力を有する変調器手段と、第１の周波数で
交流波形を生成する発電機手段と、インバータ手段とを
備えている。
蓄積および付着の問題を克服する電源、および電気外科
手街システムを提供する。 【解決手段】 手術中に組織の止血を生じさせるための
電極を有する電気外科手術器具と共に使用され、実質的
に負荷インピーダンスに依存しない実質的に一定な交流
出力電圧信号を該電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下で
１に近い波高率を有する電圧波形を供給する電源。代表
的には、この電源は、選択可能な直流電圧を供給するた
めの変調器出力を有する変調器手段と、第１の周波数で
交流波形を生成する発電機手段と、インバータ手段とを
備えている。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、止血性電気外科手
術道具への血餅蓄積の減少に効果的な電圧出力波形を有
する電源、止血性電気外科手術器具およびその使用に関
する。 【０００２】 【従来の技術】手術中の出血の抑制は、手術にかかる時
間の主要な部分を占める。特に、組織を切開したときま
たは切断したときに起こる出血は、外科医の観察を不明
瞭にし、手術を長引かせ、執刀の正確さに有害な影響を
与え得る。手術での切開による血液の損失は輸血を必要
とし、従って、患者に害を与える危険を増加させる。 【０００３】止血性電気外科手術技術は、切開の前、そ
の最中、およびその後において、切開された組織からの
出血を減少させることで知られている。二極式の電気外
科手術技術は、一般的に、組織の切開および凝固の双方
のために、２つの電極間の患者の組織に高周波高電圧の
電流を流す。この電流は、電流密度および組織の抵抗の
関数として、組織のジュール（オーム）加熱を生じさせ
る。組織中に注入された熱は、その結果として組織に含
まれる血管中の血液を凝固させ、ゆえに、切断された血
管および毛細血管からの血液の流れを減少させる。 【０００４】公知の電気外科手術器具は、一般に、高電
圧電気アークの形で患者の組織に電流を伝えている。組
織を切開するためには、組織を切断するために十分な速
度で電流アークが体液の蒸発を生じさせるように、電流
の大きさおよび波形が選択され得る。止血を生じさせる
には、組織を乾燥させて組織の切開時に出血を止めるよ
うな、一般的により低いエネルギー注入速度を、電流ア
ークは供給する。 【０００５】公知の多くの電気外科手術装置の持つ欠点
は、隣接する組織の加熱とそれによる好ましくない傷を
生じることなく、局部的部分で止血を得るように患者の
組織を通しての電流の流れを制御する際の欠点である。
電気アークが貫通する深さを予測することの困難さは、
正確にどの組織部分が影響を受けるかについての不確実
性をもたらす。従って、例えば、電気アークは、ある箇
所で止血を生じさせるために不十分なエネルギーを注入
するかもしれず、その一方で、組織の特別な抵抗のため
に、もし隣接する組織の部分に伝われば、同様のエネル
ギーの電気アークが深部の組織の壊死を起こし得る。 【０００６】公知の電気外科手術装置のもう1つの欠点
は、電流アークが組織の木炭化を促進するという傾向で
ある。電気外科手術装置において、電流アークと患者の
組織とは、電気回路の直列要素を形成する。電圧と電流
の積は、これらの各要素に特有の電力損失を表す。これ
までに公知な電気外科手術装置では、電流アークでの電
力の消費が患者の組織中での消費を上回ることがある。
必然的に、電気外科手術装置によって生成された電気ア
ークまたは炎は、概して何千度のオーダの大変な高温で
ある。この電気的炎は、装置の動作表面に隣接する組織
を囲み、急速に組織の乾燥および木炭化に至らせること
がある。従って、電気的炎は患者の組織の切開と止血を
生じさせるが、それはしばしば組織を木炭化させ、組織
の急速な再生を阻害する。 【０００７】公知の電気外科手術装置のさらに他の欠点
は、部分的には、電気アークを引き起こすピーク−ピー
ク電圧の大きな変動によるもので、器具の動作表面に凝
固した血液または切断された組織が付着するという傾向
である。この蓄積は「血餅」と呼ばれるが、電気外科手
術器具の電極間を流れる電流が通らなければならない道
筋の電気抵抗を増加させる。手術中の器具への血餅の蓄
積の結果は、組織を流れる電流がもはや適切な切開また
は止血を生じるのに十分でないほどまでに、加熱または
切断されている組織中に注入される電気エネルギーが減
少することである。 【０００８】その結果、外科医は手術中に頻繁に作業を
やめて、電気外科手術器具の動作表面から血餅を削り取
らなければならない。この削り取り作業は、外科医によ
って費やされるところの、手術の目的を達成するのに向
けられるのではない時間および労働を増加させる。さら
に、器具の動作表面を削るこの作業は、止血が不十分に
なるまでは着手されないので、器具から血餅が削り取ら
れている間に、切断された組織からのさらなる血液の損
失が発生する。 【０００９】公知の電気外科手術装置のさらなる欠点
は、器具上の血餅に組織が付着する傾向である。この器
具への組織の付着が、以前に凝固した組織を裂くことが
あり、従って、その組織からの血液の流れを再開させ
る。さらに、以前に凝固させられた組織へのこのような
器具の付着は、外科手術部位での器具の操作性を制限
し、従って、手術の目的を達するために器具を操作する
外科医の物理的な努力を増加させることがある。最後
に、このような付着、および以前に凝固された組織を裂
くことによる血液の流れの再開の可能性の増加は、器具
の動作先端の外科医の視野を小さくし、切開の正確さを
減少させる。 【００１０】公知の電気外科手術器具は、一般に、定格
電力４００ワット以下で、ピーク−ピークで１５０〜５
０００ボルトの範囲の交流（ＡＣ）電圧を供給する発電
機を使用してきた。このような発電機は、一般に、１０
０ｋＨｚより大きな範囲の電流周波数で動作する。なぜ
ならば、１００ｋＨｚよりも小さい周波数は、好ましく
ない神経筋肉の刺激を患者に起こすことが知られている
からである。公知の電気外科手術用発電機が、定格１０
０〜４００オームの器具に出力電力を供給することも、
また典型的である。電気外科手術器具と電源のインピー
ダンスマッチングを供給するためには、そのような電源
はまた高い出力インピーダンスを有している。 【００１１】マリスらの米国特許第４，５９０，９３４
号は、二極カッター／凝血器と共に使用するための電気
外科手術用発電機を開示している。その特許に開示され
る発電機は、非周期的な一連の減衰させた高周波信号の
バーストのグループを含む電、力出力波形を生成する。
その発電機は、電気外科手術装置により生成された電気
アークの開始時の高い初期電圧スパイクを減衰させて、
器具の先端でのスパーク、および電気アークの最初のス
パークにより生じる望ましくない器具の干渉を減少させ
る。 【００１２】シュナイダーマンの米国特許第４，０９
２，９８６号およびファリンの米国特許第４，９６９，
８８５号は、電気外科手術器具と共に使用するための発
電機を示しており、その中では、発電機の出力電圧は電
気外科手術器具が遭遇するインピーダンスに依存せずに
実質的に一定のレベルに維持される。 【００１３】シュナイダーマンの米国特許第４，０９
２，９８６号は、組織の切開には変調されていないＲＦ
電圧波形、および組織の凝固にはパルス変調されたＲＦ
電圧波形を使用することを開示している。この特許は、
ピーク−ピークで約０〜０．６アンペアの範囲の電流
と、４５０〜６００ボルトの範囲のピーク−ピーク電圧
の使用を教示している。 【００１４】ファリンの米国特許第４，９６９，８８５
号は、電極と組織との間の電気アークを発弧しかつ維持
するために必要な電解強度を供給するためには、少なく
とも１５０ボルト（実効値）（ピーク−ピークで４２０
ボルト）の最小実効電圧が、電気外科手術切開器具の使
用には必要であると示している。この特許もまた、予想
される動作環境の範囲で電気外科手術装置に定電圧を供
給するためには、高周波電圧発電機が動作環境には依存
せず、かつ望ましくは純粋な正弦波である波形を供給す
ることが望ましいことを開示している。 【００１５】実効値約１５０Ｖより高い電圧、および比
較的低い電流で作動する電気外科手術器具は、これまで
に述べた血餅の蓄積、およびそれに関連する問題を経験
すると信じられている。このような血餅の蓄積による困
難さが、電気外科手術の分野の発展を妨げてきた。 【００１６】ヘルツォグの米国特許第４，２３２，６７
６号は、高電圧電気アークの使用にともなう血餅の蓄積
および木炭化の欠点を克服するようとするための電気外
科手術メスおよびそのメスの使用法を示している。この
特許は、アークを阻止して５〜５０ワットのエネルギー
注入率をもたらす、２０〜８０ボルトの範囲の低電圧の
使用を開示する。この特許に示されているメスは、主
に、供給される電圧波形の周波数を変えることによって
電力が制御されるというこの特許の教示のために、これ
までのところ限定的な商業的成功しか達成していない。 【００１７】従って、公知の電気外科手術装置を悩ま
し、手術の行為において電気外科手術の適用を制限して
きた血餅の蓄積および付着の問題を克服する電気外科手
術システムを提供することが望ましい。 【００１８】高い電力で低電圧を供給できる電気外科手
術用発電機を与えることが望ましい。そのような電源
は、電極でのアーク、および、そのようなアークに典型
的に伴う組織の木炭化および付着を減少させる。 【００１９】さらに、負荷インピーダンスには依存せず
に、実質的に一定な電圧出力レベルを供給する、低出力
インピーダンスを有する電気外科手術用発電機を供給す
ることがさらに望ましい。従って、そのような電源は、
予め定められたレベルに電圧を維持し、ゆえに止血中に
組織インピーダンスが増加するにつれて過度のエネルギ
ー注入を避ける。 【００２０】手術室内で使用可能な限られた空間、およ
び熱放散要求からくる大きさの制限の観点からみれば、
効率的および小型の電気外科手術用電源を供給すること
もまた、望ましい。 【００２１】 【発明が解決しようとする課題】前述の観点によれば、
公知な電気外科手術装置の使用を妨げてきた血餅の蓄積
および付着の問題を克服する電気外科手街システム、お
よびそのシステムの使用を提供することが、本発明の目
的である。 【００２２】 【課題を解決するための手段】本発明は、手術中に組織
の止血を生じさせるための電極を有する電気外科手術器
具と共に使用される電源に関し、この電源は、２０オー
ム以下の出力インピーダンスを有する回路を備え、実質
的に負荷インピーダンスに依存しない実質的に一定な交
流出力電圧信号を該電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下
で正弦波の波高率より小さい波高率を有する電圧波形を
供給する。 【００２３】好ましくは、上記電圧波形は１００ｋＨｚ
〜２ＭＨｚの間の周波数で交番する。 【００２４】好ましくは、上記波高率は１〜１．１０の
範囲である。 【００２５】好ましくは、上記電圧波形は方形波であ
る。 【００２６】本発明はまた、手術中に組織の止血を生じ
させるための電極を有する電気外科手術器具と共に使用
される電源に関し、この電源は、実質的に負荷インピー
ダンスに依存しない実質的に一定な交流出力電圧信号を
上記電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下で１〜１．１０
の範囲の波高率を有する電圧波形を供給する。 【００２７】好ましくは、上記電源は、２０オーム以下
の出力インピーダンスを有する回路をさらに備える。 【００２８】好ましくは、上記電圧波形は１００ｋＨｚ
〜２ＭＨｚの間の周波数で交番する。 【００２９】好ましくは、上記電圧波形は方形波であ
る。 【００３０】本発明はまた、電圧波形出力を生成するた
めに電気外科手術発電機と共に使用される装置に関し、
この装置はクリッピング回路を備え、上記発電機の電圧
波形出力を、実効値１２０Ｖ以下で１〜１．１０の範囲
の波高率の出力電圧を有するようにクリップされるクリ
ップ電圧波形に変換する。 【００３１】好ましくは、上記装置は、１対の電極を有
する電気外科手術器具と共に使用され、上記クリッピン
グ回路は、１次巻線および第２巻線を有する変圧器であ
って、上記電気外科手術発電機の電圧出力が上記１次巻
線を通って付与される、変圧器；上記２次巻線に連結さ
れる整流器ブリッジであって、上記クリップ電圧波形を
供給するための第１の出力ノードおよび第２の出力ノー
ドを有する、整流器ブリッジ；および上記第１の出力ノ
ードおよび第２の出力ノードを通る上記電圧を調節する
ために、上記第１の出力ノードおよび第２の出力ノード
に連結される手段であって、上記電気外科手術器具の１
対の電極が、上記出力ノードに連結するように適合され
ている手段を備える。 【００３２】好ましくは、上記第１の出力ノードおよび
第２の出力ノードを通る電圧を調節するための手段が、
ベース、エミッタおよびコレクタを有するトランジスタ
であって、上記コレクタが上記第１の出力ノードに連結
され、そして上記エミッタが上記第２の出力ノードに連
結される、トランジスタ；所定の選択された降伏電圧を
有するダイオードであって、このダイオードのカソード
が上記コネクターに連結され、そしてこのダイオードの
アノードが上記ベースに連結され、ここで、上記降伏電
圧は、電圧実効値と上記クリップ電圧波形の波高率を決
定する、ダイオード；および上記トランジスタのベース
および上記第２の出力ノードに連結されるレジスタを備
える。 【００３３】好ましくは、上記２次巻線は、使用者が選
択可能な複数のタップをさらに備え、この複数のタップ
の各々が、第１の巻線に対する第２の巻線の異なる比に
対応する。 【００３４】好ましくは、上記第１の出力ノードおよび
第２の出力ノードを通るクリップ電圧波形を調節するた
めの手段は、使用者が選択可能な複数のダイオードを備
え、この複数のダイオードの各々は、上記電気外科手術
発電機の出力電圧波形のクリッピングの程度が変動され
得るような、異なる降伏電圧を有する。 【００３５】本発明は、アークを起こさずに高周波電流
を組織に流して部分的に組織を乾燥させ、かつ組織の止
血を生じさせるための電極を有する外科手術器具に関
し、この器具は、組織に対する外科手術において用いら
れ、この外科手術は、（ａ）電極を有する手術器具を用
意するステップと、（ｂ）交流電源にこの電極を接続す
るステップと、（ｃ）この電極において、負荷インピー
ダンスに依存せず、かつ１に近い波高率を有している実
質的に一定な出力交流電圧波形を電源から選択しかつ維
持するステップと、（ｄ）高周波電流がアークを起こさ
ずに組織を通って流れ、組織を部分的に乾燥させて組織
の止血を生じさせるように、上記電極を組織と電気的に
接触して配置するステップとを包含する。 【００３６】好ましくは、上記方法において、上記組織
の止血と切開とは同時に行われ、上記外科手術器具は、
機械構造的に鋭利なエッジを含み、上記部分的に乾燥さ
れた組織を切断するために上記外科手術器具を操作する
ステップがさらに包含され得る。 【００３７】好ましくは、上記方法において、３．５〜
７００ワットの間の割合で上記組織中に熱が注入され
る。 【００３８】好ましくは、上記方法において、上記電圧
波形を選択しかつ維持するステップは、実効値１０〜１
２０Ｖの範囲で上記外科手術器具の電極に電圧波形を供
給する。 【００３９】好ましくは、上記電圧波形は、１００ｋＨ
ｚ〜２ＭＨｚの範囲の周波数で交番される。 【００４０】好ましくは、上記電圧波形を選択しかつ維
持するステップは、２０オーム以下の出力インピーダン
スを有する電源を用意することをさらに包含する。 【００４１】本発明はまた、止血を生じさせるように手
術中に組織を扱うための電気外科手術鉗子装置に関し、
この装置は、それぞれが末端を有する第１及び第２の鉗
子部材と、この第１及び第２の鉗子部材の末端が開位置
から閉位置へ選択的に移動できるように、この第１及び
第２の鉗子部材を枢軸式に一緒に接続するピボットと、
この第１及び第２の鉗子部材の末端に対向して設けられ
た第１及び第２の電極と、実効値１２０Ｖ以下で１に近
い波高率を有する電圧波形をこの第１及び第２の電極へ
供給する電源と、この電源を上記第１及び第２の電極に
接続する手段と、を備え得る。 【００４２】本発明はまた、止血を生じさせるように手
術中に組織を扱うための電気外科手術グラスパー装置に
関し、この装置は、それぞれが基部端及び末端を有して
いる第１及び第２のグラスパー部材と、この第１及び第
２グラスパー部材の基部端の間に設けられ、この第１及
び第２グラスパー部材の末端が開位置から閉位置へ選択
的に移動できるように、この第１及び第２のグラスパー
部材の基部端がそれぞれ取り付けられた接続盤と、この
第１及び第２のグラスパー部材の末端に、対向して設け
られた第１及び第２の電極と、実効値１２０Ｖ以下で１
に近い波高率を有する電圧波形をこの第１及び第２の電
極へ供給する電源と、この電源を上記第１及び第２の電
極に接続する手段とを備え得る。 【００４３】本発明はまた、手術中に組織の止血を生じ
させるための電極を有する電気外科手術器具と共に使用
され、実質的に負荷インピーダンスに依存しない交流出
力電圧信号を上記電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下で
１に近い波高率を有する電圧波形を供給し得る電源に関
する。 【００４４】上記電源は、２０オーム以下の出力インピ
ーダンスを有する回路要素をさらに備え得る。 【００４５】上記電源は、上記電圧波形が１００ｋＨｚ
〜２ＭＨｚの間の周波数で交番し得る。 【００４６】本発明はまた、電気外科手術器具と共に使
用され、実質的に一定なピーク−ピーク出力電圧を供給
する装置に関し、この装置は、選択可能な直流電圧を供
給するための変調器出力を有する変調器手段と、第１の
周波数で交流波形を生成する発電機手段と、インバータ
手段とを備え、このインバータ手段は、上記変調器出力
に接続された第１の入力手段と、上記発電機手段に接続
された第２の入力手段と、出力手段とを有しており、こ
のインバータ手段は、上記実質的に一定のピーク−ピー
ク出力電圧が上記交流波形に比例する波形と上記選択可
能な直流電圧に比例するピーク−ピーク電圧を有するよ
うに、上記変調器手段から上記選択可能な直流電圧を受
け取り、上記発電機手段から上記交流波形を受け取り、
上記出力手段に上記実質的に一定のピーク−ピーク出力
電圧を供給し得る。 【００４７】上記発電機手段で生成される前記交流波形
は、１に近い波高率を有し得る。 【００４８】上記発電機手段で生成される前記交流波形
は、方形波であり得る。 【００４９】上記装置は、上記変調器手段が、制御信号
を受け取るための制御入力端子をさらに備え得る。 【００５０】上記変調器手段は、電源電圧を受け取るた
めの電圧供給ノードと、スイッチノードと、上記電源電
圧を上記電圧供給ノードから上記スイッチノードへ伝導
する伝導状態と上記スイッチノードを上記電力供給電圧
から絶縁する非伝導状態との間で発振するスイッチ手段
と、グランド電位に接続されているグランド端子と、こ
のグランド端子と上記スイッチノードとの間に接続さ
れ、このグランド端子から上記スイッチノードへ自由に
電流を通過させ、かっ上記スイッチノードからこのグラ
ンド端子への電流の流れを阻止する整流手段と、上記ス
イッチノードと上記変調器出力との間に接続された第１
のインダクタとを備え得る。 【００５１】上記制御信号は、電圧制御信号であり、上
記スイッチ手段は、上記制御入力端子から上記電圧制御
信号を受け取るための手段をさらに備え、上記スイッチ
手段は、上記電圧制御信号の電圧レベルによって選択さ
れるデューティサイクルで発振し、上記変調器出力はこ
のディーティサイクルによって決められる電圧レベルを
有し得る。 【００５２】上記スイッチ手段は、さらに、第１のベー
スと、上記電圧供給ノードに接続された第１のコレクタ
と、上記スイッチノードに接続された第１のエミッタと
を備える第１のトランジスタと、第２のベースと、上記
第１のベースに接続された第２のコレクタと、上記電圧
供給ノードに接続された第２のエミッタとを有する第２
のトランジスタと、第３のベースと、第３のコレクタ
と、第３のエミッタとを有する第３のトランジスタと、
上記第２のベースと上記第３のコレクタとの間に接続さ
れた第１の抵抗と、上記スイッチノードと上記第３のベ
ースとの間に接続された第２の抵抗と、上記制御入力ノ
ードと上記第３のベースとの間の電流の通路を与える第
１の手段と、上記第３のエミッタと上記グランド端子と
の間の電流の通路を与える第２の手段とを備え得る。 【００５３】上記電流の通路を与える第１の手段は、第
３の抵抗を含み得る。 【００５４】上記電流の通路を与える第２の手段は、上
記第３のエミッタと上記グランド端子との間に接続され
た第４の抵抗と、上記第３のエミッタと上記グランド端
子との間に接続された第１のコンデンサとを備え得る。 【００５５】上記装置は、上記スイッチノードと上記第
３のエミッタとの問に接続された第５の抵抗をさらに備
え得る。 【００５６】上記装置は、上記第１のベースと上記第１
のエミッタの間に接続され、上記第１のトランジスタが
ＯＦＦになったときに上記第１のベースと上記第１のエ
ミッタの間の第１の接合を放電する第６の抵抗と、上記
第２のベースと上記第２のエミッタの間に接続され、上
記第２のトランジスタがＯＦＦになったときに上記第２
のベースと上記第２のエミッタの間の第２の接合を放電
する第７の抵抗と、上記第２のトランジスタが飽和する
のを防ぐために、上記第２のベースと上記第2のコレク
タの問に接続されたショットキーダイオードと、上記第
２のトランジスタがＯＮのときに上記第２のトランジス
タに電荷を与えるために、上記第２のベースと上記第３
のコレクタの間に接続された第２のコンデンサと、上記
電圧供給ノードと上記グランド端子の間に接続された第
３のコンデンサと、上記電圧供給ノードと電源電圧を受
け取るための端子の間に接続された第２のインダクタと
をさらに備え得る。 【００５７】上記スイッチ手段は、さらに、第１のベー
スと、上記電圧供給ノードに接続された第１のコレクタ
と、上記スイッチノードに接続された第１のエミッタと
を有する第１のトランジスタと、第２のベースと、上記
第１のベースに接続された第２のコレクタと、上記電圧
供給ノードに接続された第２のエミッタとを有する第２
のトランジスタと、第３のベースと、第３のコレクタ
と、上記グランド端子に接続された第３のエミッタとを
有する第３のトランジスタと、上記第２のベースと上記
第３のコレクタの間に接続された第１の抵抗と、該第３
のベースに高出力状態と低出力状態とを交互に与えるた
めに第３のベースに接続された第１の手段とを備え得
る。 【００５８】上記第１の手段は、反転入力と非反転入力
とを有している、上記第３のベースに接続された比較器
と、非反転入力よりも高い電圧を反転入力に、及び反転
入力よりも高い電圧を非反転入力に、交互に与えるため
に上記制御入力端子に接続された第２の手段とを備え得
る。 【００５９】上記第２の手段は、さらに、上記スイッチ
ノードと上記反転入力との間に接続された第２の抵抗
と、上記グランド端子と上記反転入力との間に接続され
た第３の抵抗とを備え得る。 【００６０】上記第２の手段は、さらに、上記電圧制御
信号を上記比較器に供給するために、制御入力信号端子
と上記非反転入力の間に接続された第４の抵抗と、上記
反転入力と上記非反転入力の間に接続された第１のコン
デンサと、上記スイッチノードと上記非反転入力の間に
接続された第５の抵抗とを備え得る。 【００６１】上記第１の手段は、上記第３のベースと上
記電源ノードの間に接続された第６の抵抗と、電源フィ
ルタをさらに備え、この電源フィルタは、上記比較器と
上記電源ノードの間に接続された第７の抵抗と、上記比
較器と上記グランド端子の問に接続された第２のコンデ
ンサとを備え得る。 【００６２】上記装置は、上記第１のエミッタと上記第
１のベースの間に接続され、上記トランジスタがＯＦＦ
のときに上記第１のベースと上記第１のエミッタの間の
第１の接合を放電する第８の抵抗と、上記第２のエミッ
タと上記第２のベースの間に接続され、上記第２のトラ
ンジスタがＯＦＦのときに上記第２のベースと上記第２
のエミッタの間の第２の接合を放電する第９の抵抗と、
上記第２のトランジスタが飽和するのを防ぐために、上
記第２のコレクタと上記第２のベースの間に接続された
ショットキーダイオードと、上記選択可能な直流電圧を
フィルタするために、上記変調器出力と上記グランド端
子の間に接続された第３のコンデンサと、をさらに備え
得る。 【００６３】本発明はまた、従来の電気外科手術用発電
機と共に使用され、クリッピング回路を備え、従来の発
電機の電圧波形出力を、実効値１２０Ｖ以下で１に近い
波高率を有するクリッピングされた電圧波形に変換する
装置に関する。 【００６４】この装置は、一対の電極を有する電気外科
手術器具と共に使用され、上記クリッピング回路は、１
次及び２次の巻線を有し、前記従来の電気手術用発電機
の電圧出力が上記１次巻線に印加される変圧器と、上記
第２次巻線に接続され、上記クリッピングされた電圧波
形を供給するための第１及び第２の出力ノードを有して
いる整流ブリッジと、上記電気外科手術器具の上記一対
の電極が上記出力ノードに接続されるように改良され、
上記第１及び第２の出力ノードに接続されてこの第１及
び第２の出力ノードの間の電圧を制御する手段とを備え
得る。 【００６５】上記第１及び第２の出力ノードの間の電圧
を制御する手段は、ベースとエミッタとコレクタを有し
得、このコレクタは、上記第１の出力ノードに接続さ
れ、このエミッタは、上記第２の出力ノードに接続され
たトランジスタと、あらかじめ決まった降伏電圧を有す
るダイオードで、このダイオードの陰極が上記コレクタ
に接続され、このダイオードの陽極が上記ベースに接続
され、上記降伏電圧が上記クリップされた電圧波形の実
効値及び波高率を決定するダイオードと、上記トランジ
スタのベース及び該第２の出力ノードに接続された抵抗
とを備え得る。 【００６６】上記２次巻線は、さらに利用者が選択可能
な複数タップを備え得、この複数タップのそれぞれが１
次巻線と２次巻線の異なる比に対応し得る。 【００６７】上記第１及び第２の出力ノードの間の上記
クリッピングされた電圧波形を制御する手段は、利用者
が選択可能な複数のダイオードを備え得、この複数のダ
イオードのそれぞれが異なる降伏電圧を有しており、そ
れによって上記従来の電気外科手術用発電機の出力電圧
波形のクリッピングの程度が変更可能であり得る。 【００６８】公知の装置の典型よりも低い電圧を供給す
る装置を提供することが本発明の目的である。本発明の
原理に従って製造される電源は、器具電極でのアークを
防ぎ、従ってそのようなアークに典型的に伴う、組織の
木炭化および付着を防ぐ。 【００６９】負荷インピーダンスに依存せず、実質的に
一定な電圧出力レベルを供給する低出力インピーダンス
を有する電気外科手術用発電機を提供することも、本発
明の別の目的である。本発明の電源の低出力インピーダ
ンスは、乾燥プロセスの間に組織インピーダンスが増加
するときの電圧のずれの可能性を減少させる。 【００７０】これらおよび他の目的は、実質的に一定な
出力電圧レベルを供給する能力のあり、出力インピーダ
ンスが２０オーム以下である交流（ＡＣ）電源を提供す
ることによって、本発明の原理に従って達成される。本
発明の電源は、１０〜１３０ボルト（実効値）および7
アンペァまでの電流という範囲で動作し、それによっ
て、接続された電気外科手術器具の電極に、使用される
電気外科手術器具の型式および手術される組織の種類に
応じて定まる５０〜７００ワットの範囲のエネルギー注
入率を与える。 【００７１】電圧制御および電力供給を改善しつつ、実
質的に器具電極でのアークを減少させるために、本発明
の電源は、1に近い波高率を有する波形を供給する。出
願人は、低波高率の応用は、大きな電力注入率を与える
一方で、組織中でのピーク−ピーク電圧の振れを減少さ
せることを確認した。これらの電源によって供給される
電圧波形は、これまでの公知の電気外科手術器具で認め
られた木炭化は起こさずに、組織の止血を改善する。本
発明の原理に従って作られる電源は、出力電圧レベルの
選択を可能にする、デューティサイクルが調整可能な変
調器を含む。この変調器により生成された選択可能な電
圧はインバータによって受け取られ、インバータはこの
電圧を変圧し、この変圧された電圧を、これもまたその
インバータヘの入力である低電力定電圧方形波に応じて
手術器具に供給する。変調回路要素は、自己振動する一
部の回路要素のデューティサイクルを変化させる制御信
号を受け取る。安定した調整可能な出力電圧は、これら
の振動を平均化することにより供給される。 【００７２】本発明の別の実施態様において、公知のさ
まざまな電気外科手術用発電機と共に使用される改良型
の装置が提供される。これにおいては、これらの発電機
の出力は、本発明によって企図された電圧および電流の
範囲内に変換される。実施例の改良型装置は、多数の公
知の電気外科手術用発電機と共に使用するために示され
る。 【００７３】本発明の装置を用い、先行技術で装置が遭
遇した血餅蓄積及び付着の問題を起こすことなく、電気
外科手術器具に電力を供給して、組織内に止血を生じさ
せ得る。本発明の装置は、組織中に熱を注入するための
電極を有する器具とともに用いられ、アークを生じずに
電気外科手術を行うことができる。従って、組織を切開
することが望ましい場合には、止血を生じさせると同時
に、組織を乾燥および弱体化させる。器具上には機械構
造的に鋭利なエッジが作られ、乾燥させられた組織を切
断する。本発明の装置は、代表的には、以下のステップ
に従って用いられ得る。 【００７４】（ａ）電極を有する手術器具を準備するス
テップと、（ｂ）交流電源に電極を接続するステップ
と、（Ｃ）交流（ＡＣ）電圧波形が1に近い波高率を有
しているところの、負荷インピーダンスに依存しない質
的に一定な出力電圧レベルを選択および維持するステッ
プと、（ｄ）高周波電流がアークを起こさずに組織を通
って流れ、組織を部分的に乾燥させて止血を生じさせる
ように、電極を組織と電気的に接触して配置するステッ
プ。 【００７５】組織を切断することが望まれるときは、止
血を生じさせることに加え、さらに、手術器具上に機械
構造的に鋭利なエッジを作り、その機械構造的に鋭利な
エッジが部分的に乾燥された組織を切断するように手術
器具を操作するステップが包含され得る。 【００７６】本発明の上記および他の目的および本発明
の利点は、同じ符号が同じ部分を示す添付の図面ととも
に、以下の詳細な記述を考察することによって明確にな
る。 【００７７】 【発明の実施の形態】図1を参照して、本発明の電気外
科手術装置１０が記述される。装置１０は、本発明の原
理に従って作られた電源１４と連結するメス１１、ハサ
ミ１２またはグラスパー１３のような複数の電気外科手
術器具の1つを備える。このメスは例えば、ヘルツォグ
の米国特許第４，２３２，６７６号に示されているもの
でよい。１１、１２、および１３の各器具は、電源１４
に器具を接続するためのケーブル１５を含んでいる。各
器具は、止血を生じさせるための一対の二極電極を備え
ることが好ましい。組織を切開することが望まれる場合
には、機械構造的に鋭利な切開エッジがさらに用意され
る。本発明の電源１４は、接続された電気外科手目術器
具に実質的な一定交流電圧（ＡＣ）波形を供給し、その
波形は１に近い波高率を有しており、電圧は１０〜１３
０ボルト（実効値）の範囲である。 【００７８】そのような器具を使用するこれまでに公知
の方法に関して、アーク除去、および、高電力で低電圧
かつ低波高率の波形の使用が、公知の電気外科手術装置
の性能の改善を行うことを出願人は確認した。本発明
は、上記公知の電気外科手術装置の性能を改善した、新
規な電気外科手術器具を提供するものである。 【００７９】公知の電気外科手術装置の２つの基本的な
欠点は、器具の動作表面への血餅の蓄積、および装置の
動作表面への組織の付着である。これらの問題は両方と
も、器具電極で電気アークを生成するため、高電圧で低
電流かつ大きな波高率を有する電圧波形を使用するのが
好ましいという、これまでに公知の装置の教示により起
きたものであることを、出願人は認識した。例えば、フ
ァリンの米国特許第４，９６９，８８５号は、組織を止
血的に切開するための電気アークを達成するためには１
５０ボルト(実効値)が必要であると開示している。出願
人が確認したところでは、血餅蓄積および付着の問題の
解決策は、公知の装置に典型的な高電圧および低出力／
周期をやめて、より低電圧で、１に近い波高率を有する
より高電力／周期数の波形を使用するようにすることで
ある。組織を切開するために電流アークを使用するかわ
りに、本発明の装置は、組織を加熱および乾燥するため
に組織を通って流れる電流を使用する。これによって、
機械構造的に鋭利なエッジで、組織を無血で切ることを
容易にする。 【００８０】図２を参照して、出願人の研究で観察され
た、典型的な身体組織における、電流の流れへのインピ
ーダンス変化と温度の関係を示す模式図を説明する。組
織を取り巻き、また組織中に含まれているような体液
は、主に水および様々な塩を含んでいる。組織に熱が加
えられると、体液中に含まれている塩は解離すると考え
られ、従って、組織の電気インピーダンスを減少させる
（範囲Ａ）。水は温まると膨張するため、細胞壁の破裂
を生じさせ、ゆえに、イオン移動についての障壁を除
き、組織インピーダンスをさらに減少させる。組織の継
続的な加熱は、水蒸気の蒸発を生じさせるが、これは最
初は、細胞壁を破裂することによって伝導を改善する。
しかしその後、水が沸騰するにつれてインピーダンスを
増加させ、組織の乾燥をもたらす（範囲Ｂ）。いったん
水が沸騰してなくなると、組織のさらなる加熱は炭化お
よび木炭化をもたらし、インピーダンスのいくぶんの低
下をもたらす。 【００８１】出願人は、その研究より、有用な止血およ
び止血性切開は、図２の範囲ＡおよびＢでの電気外科手
術機器の操作によって達成できると認識した。これらの
範囲では、実質的に一定な電圧の適用は、組織が温まる
に従ってまず電流の増加をもたらし、そして次に、細胞
液の一部が沸騰するに従って組織を乾燥させる。 【００８２】範囲Ｂでの電気外科手術器具の使用は、機
械構造的に鋭利なエッジで組織を切断するために特に有
用である。なぜなら、放出されている蒸気が組織を構成
している細胞の細胞壁を破裂させることにより、組織を
弱めるからである。さらに、この範囲での電気外科手術
器具の使用は、自己制限機能を供給する。実質的に一定
な電圧入力にとって、乾燥しつつある組織のインピーダ
ンスの増加が電流を減少させるため、電圧のレベルによ
っては、木炭化が起きるよりも低い温度で組織の温度は
熱平衡に達する。 【００８３】公知の電気外科手術装置は、ほとんど図２
の範囲Ｃで使用され、かつ止血および組織の切開を起こ
すための電気アークを生成する高いピーク−ピーク電圧
を有する波形を用いる。電気アークは、典型的に数千度
の温度を伴うので、アークを受ける組織は範囲ＡとＢを
急速に通りすぎ、範囲Ｃの木炭化に達する。その結果、
そのような装置によって起こされるほとんど瞬時の乾燥
が、より器具に組織を付着しやすくする。 【００８４】出願人は、電気アークが観測されない場合
でさえ、例えば比較的低い電圧において、印加されるピ
ーク−ピークの電圧の幅広い変動が、好ましくない付着
および血餅の蓄積をもたらすことを確認した。従って、
出願人は、ピーク電圧の実効値（ＲＭＳ）電圧に対する
比率−−「波高率」−−が１に近い電圧波形の使用が、
血餅蓄積を生じさせる電圧の変動傾向を減少させること
を確認した。例えば、方形波の波高率は１であるが、純
粋な正弦波では１．４１である。実効値１３０ボルト以
下のピーク電圧をもつ方形波１は、出願人により、顕著
な付着または血餅蓄積なしに優れた止血性を与えること
が観察された。 【００８５】出願人により行われた研究は、付着および
血餅蓄積の量が、電気外科手術器具に印加されるピーク
−ピーク電圧に直接関係し、ピーク−ピーク電圧が高い
ほど、血餅はより速く蓄積し、より粘着力が強いことを
確認した−。さらに、所定のピーク電圧では、電圧波形
の波高率が大きいほど、血餅蓄積は速い。出願人により
開発された７インチの二極電気外科手術バサミを用いた
研究において、電圧レベルと波形の相互関係として、表
１に示される結果が新鮮なビーフステーキについて得ら
れた。 【００８６】 【表１】 「切開の回数」とは、供給電流が８５％まで減少するま
でに切開できた回数、すなわち、もはや効果的な止血を
与えなくなるほど電極が血餅で覆われる点である。実効
値８０ボルトの方形波電圧信号において、測定される電
流に測定可能な減少がないまま、５０回の切開を行うこ
とが可能であることを出願人は確認した。他の同様の実
験において、出願人は、実効値８５ボルトの正弦波（ピ
ーク値１１９ボルト）が付着および限定的な止血を生じ
させるのに対して、実効値８５ボルトの方形波の使用が
非常に申し分のない止血をもたらすことを観察した。 【００８７】本発明の装置は、ヘルツォグの米国特許第
４，２３２，６７６号に示される電気外科手術用メスと
共に使用するために、特によく適している。この特許は
アークを生成しないように低電圧を使用することを示し
ているが、そこで示されている装置は商業的な成功を納
めなかった。なぜならば、この装置もまた、血餅蓄積と
付着が起きたからである。その特許に従って作られ、そ
して本発明の電圧、電流、および波形の範囲で操作され
る器具の使用は、非常に申し分のない結果を生むことが
期待される。これ以降に述べる電源出力インピーダンス
特性とともに、波高率の重要性への考慮の欠如が、いま
ヘルツォグの器具によって達成できる成功の要因である
と、出願人は信じる。 【００８８】再度図２を参照して、波高率の重要性のも
う１つの側面を説明する。出願人は、機械構造的に鋭利
な切開エッジを有する装置で効果的な止血を促進するた
めには、範囲Ａにおいて急速に組織を加熱することが望
ましいことを観察した。１００ボルトのピーク出力電圧
を有する電源において、方形波は1００ボルトすべてを
組織に印加するが、正弦波では同じ時間間期間内に、わ
ずか７１ボルトしか有効に与えない。組織中に注入され
た熱はおよそＶ２／Ｒであるので、一定の組織インピー
ダンスを仮定すると、方形波の適用は、平均で、正弦波
の２倍の出力を供給する。従って、方形波はより速く組
織を加熱し、よって手術器具は瞬時に止血作用および切
開を行える。 【００８９】次に図３を参照すると、本発明の他の特徴
は、出力インピーダンスがわずか数オーム、一般に２０
オーム以下の電源を用いて、電気外科手術器具に実質的
に一定な電圧を供給することである。電源の出力インピ
ーダンスが組織のインピーダンスよりも低い場合には、
電源による電圧出力は、負荷の接続時に低下したり、負
荷インピーダンスの増加に応じて過度に上昇したりする
ことはない。むしろ、Ｖ２／Ｒによると、組織への電力
伝達は、主に使用者の選ぶ出力電圧および組織の抵抗と
の関数であり、電源−負荷インピーダンスのマッチング
の関数ではない。本発明の電源と共に使用するための適
当な電気外需術器具もまた、比較的低いインピーダンス
を有している。例えば、表１に示したデータを得るため
に使用した７インチのハサミは、約１６オームのインピ
ーダンスを有している。 【００９０】公知の電気外科手術用発電機は、１００〜
４００オームの範囲のインピーダンスを有する器具に電
力を伝達するために設計されているのが典型的である。
そのような従来の電源は、概して２００オームまたはそ
れ以上の出力インピーダンスを有しており、かつほとん
ど電圧を制御できない。図３に関連して図２を参照する
と、乾燥中（範囲Ｃ）に組織のインピーダンスが上昇す
ると、典型的な電源の出力電圧もまた、そのような電源
にともなう大きな出力インピーダンスのために上昇する
ことが認められる。この出力電圧の上昇は、組織への電
力供給の増加をもたらし、ゆえに木炭化の深さと範囲を
増長させる。さらに、このような働きは、本発明に従っ
て作られた電源によれば実質的に削減される問題である
付着、血餅蓄積、および組織の壊死を促進する。いくつ
かの公知の電気外科手術用発電機の電力特性を表２に示
す。これは、これらの発電機の製品文献、あるいはヘル
スデバイス、１９８７年９−１０月号、「波形測定結
果」、３１０−３１１ページ、ペンシルベニア州プリマ
スミーティング、ＥＣＲＩ発行から得られたものであ
る。 【００９１】 【表２】 表２は包括的になるように意図されていないが、公知の
電気外科手術用発電機の性能特徴の一般的な代表であ
る。特に興味のある点は、本発明の電源との比較におけ
る、これらの装置の電圧波形、高開放電圧、高出力イン
ピーダンスおよび低地電力出力である。 【００９２】表２から、記載された電気外科手術用電源
のいずれもが、正弦波以外の波形を生成しないことは明
らかである。さらに、これらの各公知発電機は、出力イ
ンピーダンスにおいて、組織の木炭化をもたらしやすい
高ピーク−ピーク出力電圧レベルを与える。 【００９３】本発明の装置は、先行技術の装置で発生す
る血餅蓄積および付着問題を起こさずに組織中に止血を
生じさせるように、電気外科手術器具に交流電力を供給
する。本発明の装置によれば、電気外科手術は、アーク
なしに高周波電流を組織に流すための電極を有する器具
を用いて行われ、止血を生じさせることが望まれる場合
には、それによって組織を乾燥して弱体化させる。また
組織の切開が望まれる場合には、乾燥させられた組織を
切断するために、機械構造的に鋭利なエッジが器具上に
用意される。本発明の装置は、代表的には、以下のステ
ップに従って用いられ得る。 （ａ）電極を有する手術器具を準備するステップ；
（ｂ）交流電源に電極を接続するステップ；（ｃ）交流
（ＡＣ）電圧波形が１に近い波高率を有しているところ
の、負荷インピーダンスに依存しない質的に一定な出力
電圧レベルを選択および維持するステップ；（ｄ）高周
波電流がアークを起こさずに組織を通って流れ、組織を
部分的に乾燥させて止血を生じさせるように、電極を組
織と電気的に接触して配置するステップ。 【００９４】止血とともに、組織を切断することが望ま
れる場合は、さらに、部分的に乾燥された組織を切断す
るために手術器具に機械構造的に鋭利なエッジを作るス
テップが包含され得る。重要なことは、出願人の発明に
よる低波高率電圧波形の使用により、組織中で１波形サ
イクルあたりの高電力注入率が得られ、組織中の血管が
組織の切開と同時に凝固されることができることであ
る。表１に関して上記で言及した７インチのハサミで
は、血餅蓄積はほとんどなしに止血と切開を同時に達成
するために、切開される組織の血管系に依存するが７ア
ンペアまでの電流レベル（最大７００ワットの電力を供
給する）を印加し得ることを出願人は確認した。 【００９５】さらに、本発明の装置は、低出力インピー
ダンスを有する電源を備え、図３について先に述べた自
己制限電圧制御を与えるステップを行い得る。低波高
率、低電圧、高電力／サイクル波形を使用して、電気外
科手術を止血的に行う出願人の装置は、多数の電気外科
手術装置に応用できる。出願人は、本発明の装置は、ヘ
ルツォグの米国特許第４，２３２，６７６号に示される
電気外科手術用メス、図４および図５の二極鉗子および
グラスパー、および他の型の二極電気外科手術器具に、
うまく応用できると考えている。 【００９６】図４Ａおよび図４Ｂを参照して、本発明の
装置と共に使用するのに適した二極鉗子２０を説明す
る。鉗子２０は、向かい合う支持部材２１および２２を
備え、それらは軸を中心に回転するようにピボット２３
で接続されている。支持部材２１および２２の基部端は
ハンドル２４を形成し、各支持部材２１および２２は、
外科医の親指またはそのほかの指のための穴を目備えて
いる。支持部材２１および２２は、ハンドル２４により
動かされると、支持部材の末端２５および２６が閉じて
その間にある組織を処理するという従来の鉗子のような
動きをして移動することができる。各支持部位２１およ
び２２は、端子２７を備えており、鉗子の末端の電極部
分２８および２９に電圧を印加する。各支持部材２１お
よび２２は、支持部材の表面に配され、電極２８および
２９に電圧が加えられたときに支持部材間のショートを
防ぐ例えばアルミナのような絶縁被覆３１を備えていて
もよい。 【００９７】鉗子２０のピボット２３は、堅固な電気的
絶縁材料、例えばアルミナ、ジルコニア、またはセラミ
ックなどから作られており、さらに回路のショートを防
ぐために支持部材２１および２２の間に配された電気的
絶縁ワッシャー３１を備える。電極２８および２９は、
鉗子が閉じたときに接触しない。 【００９８】図５を参照して、止血性二極グラスパー４
０を説明する。グラスパーは、電気的絶縁材料４４から
なるプレートによって分岐部４３で一緒に合わせられた
支持部材４１および４２を備える。プレート４４および
ストップ４５は、支持部材４１および４２を電気的に絶
縁するために使われる電気的絶縁材料を備えている。ス
トップ４５は、鉗子が共に閉じられたときに、グラスパ
ーの末端が互いに接触することを防ぐように配置されて
いる。このようなグラスパーは、例えば、ブーレらの米
国特許第３，６８５，５１８号に示されている。 【００９９】本発明の装置は、本発明の電源と共に、図
４および図５に示されるような二極電気外科手術器具を
使用するために用いられ得る。本発明の電源は、これま
でに述べたよう低電圧・低電力・低波高率交流電圧波形
を器具に供給し、かつ出力電圧の大きさを調節するため
の回路要素を含んでいる。本発明の電源はさらに、小型
の構成を用いることを可能にするため、高効率および低
電力消費を特徴とする。 【０１００】図６に示されるように、電源５０は、出力
電力端子５４を通して電気外科手術器具を駆動する。出
力電力信号は、パワーインバータ５５によって出力端子
５４に供給される。インバータ５５は、発電機５３か
ら、高周波低電力交流波形を受け取る。本発明の原理に
よれば、この低電力交流波形は、一般的には、約１．１
０以下の1に近い波高率を有し、好ましくは、方形波で
ある。発電機５３は、患者への望ましくない神経筋肉の
刺激を避けるために、定電圧および好ましくは１００ｋ
Ｈｚよりも高い定周波数で、この駆動信号を供給する。
発電機５３は、電気外科手術器具に印加される波高率を
含む電圧波形および周波数を与え、一方、変調器５２お
よびインバータ５５は、その結果得られる波形の振幅を
調節する。 【０１０１】変調器５２は、低レベルから高レベルへ変
化し得る直流電圧を供給する。変調器５２によって供給
される電圧は、制御入力端子５１を通じて受信される制
御信号によって決定される。変調器５２は、好ましくは
４０〜１００ｋＨｚの範囲の振動周波数を有する信号を
生成する、内部自己振動回路を用いている。１００ｋＨ
ｚ以上では装置の効率が減少し、４０ｋＨｚ以下では、
副次的な可聴ノイズの発生が問題となる。インバータ５
５は、予め決められた比率で、変調器５２から供給され
る電圧から変圧された電圧を供給する。インバータ５５
は、発電機５３からの交流方形駆動信号に応答して、変
圧された駆動電圧を方形波として電気外科手術装置に供
給する。発電機５３およびインバータ５５の許容可能な
内部構成は当業者には自明であり、それゆえ、それらの
要素の詳細は本発明には含まれない。 【０１０２】図７を参照して、変調器５２の回路要素の
実施態様を示す。スイッチ６０は、自己振動する回路要
素の部分の簡素化表現である。電圧供給ノード６１は電
源電圧を伝え、それは図８に示すように端子７１を通じ
て受け取られてもよい。作動時には、スイッチ６０は、
使用されている器具へ供給されるべき望ましい電圧レベ
ルに基づいて選ばれるデューティサイクルによって、伝
導状態と非伝導状態の間を振動する。スイッチ６０が閉
じているとき、電流は電圧供給ノード６１からインダク
タ６２を通って、変調器出力６３へ流れる。スイッチ６
０が開いているとき、インダクタ６２から変調器出力６
３への電流は、整流キャッチダイオード６５を通して接
地端子６４へ流れる。さらに、スイッチ６０が開いてい
るとき、電圧供給ノード６１の電圧は、スイッチノード
６６から絶縁される。従って、スイチ６０の振動は、ノ
ード６６に連続した方形パルスを作る。エネルギー貯蔵
インダクタとも考えられるインダクタ６２は、スイッチ
６０が閉じているときにはエネルギーをその磁界に蓄
え、スイッチ６０が開いているときにはそれを返すこと
によって、変調器出力６３に明瞭な直流電圧を生成す
る。変調器出力端子６３へ供給される電圧は、スイッチ
ノード６６での方形パルスの直流平均であり、従って、
スイッチ６０のデューティサイクルを変化させることに
よって、インバータ５５（図６参照）へ供給される電圧
が制御できる。インダクタ６２の選択は、エネルギー貯
蔵要求に基づく必要はなく、スイッチ７２へ供給される
電流ストレスおよび変調器出力端子６３での許容可能な
リプル電圧に基づいてもよい。 【０１０３】変調器５２、変調器７０の第１の実施態様
の回路要素は、図８に関して示されている。動作状態で
は、トランジスタ７２はスイッチとして働き、交互に、
電圧供給ノード６１からスイッチノード６６への電動路
を与えるために閉じ、またこの電流の流れを遮るために
開く。端子７１は直流電源に接続されているが、これは
例えば直流３０Ｖで動作している従来の直流電圧供給回
路であってもよい。インダクタ７３を通って流れる電流
は、トランジスタ７２を通って流れるか、またはコンデ
ンサ７４および７５を充電する。コンデンサ７４および
７５に蓄えられた電荷は、トランジスタ７２がＯＮした
ときにすぐに利用できる電流源を供給し、これによっ
て、スイッチノード６６において低電流から高電流への
急速な移行をもたらす。インダクタ７３ならびにコンデ
ンサ７４および７５は、組合わさって、変調器７０を他
の回路要素から切り離す入力フィルタを形成する。従っ
て、回路のバランスに偽の周波数が伝播することを防
ぐ。 【０１０４】トランジスタ７２の発振は、トランジスタ
７６によって駆動される。トランジスタ７６がＯＮのと
き、電流はトランジスタ７７を通ってトランジスタ７８
のベースを流れる。次にトランジスタ７８がＯＮにな
り、トランジスタ７２のベースへ流れ込むコレクタ電流
を作り出す。コンデンサ７９に蓄えられた電荷は、トラ
ンジスタ７８のベースに供給され、それによってそのタ
ーンオンになる時間を短くする。トランジスタ７２がＯ
Ｎのとき、電圧供給ノード６１の電圧はスイッチノード
６６に伝えられる。スイッチノード６６でのこの電圧の
存在は、抵抗８０を通して、トランジスタ７６のベース
ヘと流れ込む立ち上がりの急激な電流を生じる。トラン
ジスタ７６のエミッタ電流が増加すると、抵抗８１での
電圧降下が増加し、コンデンサ８２が充電され、ノード
８３の電位が上昇する。ノード８３の電圧は、ノード８
４およびノード８３の間の電圧降下がトランジスタ７６
をＯＮにしておくには不十分になるまで上昇する。トラ
ンジスタ７６がＯＦＦすると、抵抗７７を通る電流の流
れは遮られる。抵抗８５および抵抗８６は、それぞれト
ランジスタ７２および７８のベース−エミッタ接合を急
速に放電する。トランジスタ７８の急速なターンオフ
は、トランジスタ７８のＯＮ時の飽和を防いでいるショ
ットキーダイオード８７によっても助けられる。 【０１０５】トランジスタ７２がＯＦＦのときには、供
給ノード６１の電圧はもはやスイッチノード６６に伝え
られない。インダクタ６２の磁界が壊れると、電流はキ
ャッチダイオード６５を通って流れる。従って、スイッ
チノード６６の電圧は、ダイオード1つの降下分だけグ
ランドよりも低くなる。この時点で、コンデンサ８２に
蓄えられている電荷は、抵抗８１および８８を通って放
電される。ノード８３の電圧が十分に下がると、トラン
ジスタ７６は再度ＯＮし、このサイクルを繰り返す。こ
のようにして、変調器７０の回路要素は自己発振する。
動作の線形モードは、抵抗８０によって供給されるヒス
テリシスによって防がれるが、これは、トランジスタ７
６のベースに、約０．１ボルトの電圧変化を引き起こ
す。 【０１０６】上記のように、変調器出力６３での出力電
圧は、スイッチノード６６に存在する交流電圧の平均を
表す。ゆえに、もしノード６６での電圧発振のデユーテ
ィサイクルが高ければ、変調器出力６３での直流出力電
圧もまた高くなる。同様に、もしデューティサイクルが
下がれば、それに応じて出力は減少する。変調器７０の
回路要素によって生成された発振のデューティサイクル
は、制御入力端子５１に入力される制御電圧信号の電圧
レベルによって決定される。もし制御電圧が比較的高け
れば、コンデンサ８２は、ノード８３での電圧がトラン
ジスタ７６をＯＦＦするのに十分なほど上昇する前に、
十分な充電時間を必要とする。トランジスタ７２がより
長い時間ＯＮを保つので、これにより比較的大きなデュ
ーティサイクルが生成される。しかしもし、制御入力端
子５１に供給される制御電圧がこの範囲の低い方の端に
あれば、トランジスタ７６は同じくらい長くＯＮを保た
ず、あるいは、まったくＯＮにならないこともある。従
って、変調器出力６３を通じてインバータ５５へ供給さ
れた直流出力電圧は、制御入力端子５１での制御電圧の
値に応答して、グランド端子６５の電圧と電圧供給ノー
ド６１の電圧との問の範囲で連続的に選択され得る。 【０１０７】図９を参照して、変調器５２および変調器
９０の、別の実施態様の回路要素を述べる。変調器９０
は、回路安定性を、図８の回路で達成されたものよりも
改良するための比較器９１を備える。比較器９１は蝿力
供給フィルタを通して動力を受けるが、この電力供給フ
ィルタは、電圧供給ノード６１の電圧の変化から比較器
９１を絶縁するための電力供給バイパスコンデンサ９２
および切り離し抵抗９３を備える。変調器９０は、トラ
ンジスタ７６のためのプルアップ抵抗９４も備える。電
力出力フィルタコンデンサ９５は、さらに、変調器出力
６３の電圧リプルを抑制する。 【０１０８】変調器９０の動作は、変調器７０のものと
同様である。比較器９１の出力９１ａが高いとき、電流
はトランジスタ７６のベースへ流れ込み、それをＯＮに
し、抵抗７７およびトランジスタ７８のペースを通じて
電流を流す。トランジスタ７８がＯＮになると、これは
トランジスタ７２のベースへ流れ込むコレクタ電流を生
成し、トランジスタ７２をＯＮにする。電圧供給ノード
６１での電圧は、ゆえにスイッチノード６６と連絡して
いる。スイッチノード６６でのこの電圧の存在によっ
て、電圧分割抵抗９７および９８の作用で、比較器９１
の反転入力９９へ正電圧が供給される。 【０１０９】抵抗９７と９８の抵抗の比で決められてい
るように、反転入力９９へ供給される電圧は、抵抗８９
を通って制御入力端子５１から比較器９１の非反転入力
１００へ供給される制御信号よりも大きい。従って、コ
ンデンサ１０１の放電に続いて、非反転入力１００にお
いてよりも高い電圧が反転入力９９に存在するというこ
とが、比較器９１に低い信号を出力させ、トランジスタ
７６をＯＦＦにする。抵抗１０２はヒステリシス性を与
えるので、反転入力９９と非反転入力１００の間の電圧
差は、比較器９１の出力状態が逆転する前にしきい値を
越えなければならず、ゆえに、変調器９０の安定性は高
まる。 【０１１０】トランジスタ７６のターンオフは、トラン
ジスタ７８のベースヘの電流の流れを遮り、これによっ
て、トランジスタ７８および７２をＯＦＦにする。抵抗
８５および８６は、それぞれトランジスタ７２および７
８のべ一ス−エミッタ接合を急速に放電する。トランジ
スタ７８の急速なターンオフは、トランジスタ７８のＯ
Ｎ時の飽和を妨げるショットキ−ダイオード８７にも助
けられる。 【０１１１】変調器７０についてと同様に変調器９０に
ついて、トランジスタ７２がＯＦＦのとき、供給ノード
６１の電圧はスイッチノード６６と連絡していない。イ
ンダクタ６２の磁界が壊れると、電流はチャッチダイオ
ード６５から放出される。ゆえに、スイッチノード６６
の電圧は、グランドよりもダイオード1つの降下分だけ
低くなる。このことが起きると、制御入力端子５１の制
御電圧信号が、電圧分割抵抗９７および９８によって反
転入力９９へ供給される電圧を越える。抵抗９８を通っ
てのコンデンサ１０１の放電に続いて、比較器９１は再
度、トランジスタ７６に高出力信号を与え、サイクルを
繰り返す。変調器９０のデューティサイクルと、従って
変調器出力６３の直流出力電圧は、制御入力端子５１の
電圧制御信号のレベルによって制御される。入力端子５
１の電圧が高いほど、トランジスタ７２がＯＦＦの間に
コンデンサ１０１は多量に充電される。この電荷が多量
なほど、比較器９１の高出力状態から低出力状態への切
り替えをより遅れさせる。従って、トランジスタ７２が
ＯＮであり、ノード６１の電圧がスイッチノード６６に
連絡されている周期中の部分を増加させる。従って、制
御信号が高いほど、変調器出力６３の直流電圧出力も同
様に高くなる。 【０１１２】本発明の好ましい実施態様において、イン
バータ５５は、２つのトランジスタおよびひとつの変圧
器プッシュプル増幅器である。発電機５３は、４００ｋ
Ｈｚで０−１２Ｖのゲート方形波を供給するための集積
回路方形波発電機に基づいている。例えば、ニューハン
プシャー州メリマクのユナイトロードインテグレーテッ
ドサーキッツコポレーションの３８２５Ｃを使用しても
よい。電圧供給ノード６１に供給ざれる電源電圧は直流
３０Ｖで、グランド端子６４はグランド電位に保たれ
る。さらに、インダクタ６２は２８０μＨのインダクタ
ンスを有しており、ダイオード６５は汎用高速整流ダイ
オードＦＲ６０４である。入力端子５１に供給される電
圧制御信号は、０−５Ｖの範囲である。 【０１１３】図８の変調器７０の実施態様で、トランジ
スタ７２はＰＮ２ＳＣ３２８１ ｎｐｎパワートランジ
スタであり、イリノイ州シャンバーグのモトローラコー
ポレーションから入手でき、トランジスタ７６は汎用２
Ｎ２２２２ｎｐｎ信号トランジスタであり、トランジス
タ７８はモトローラＰＮ ２ＳＡ１３０６Ｂ ｐｎｐパ
ワートランジスタである。コンデンサ７４・７５、７９
および８２は、それぞれ１μＦ、２２０μＦ、０．０３
μＦ、および０．１μＦの容量を有している。抵抗７
７、８０、８１、８５、８６、８８および８９は、それ
ぞれ１ｋΩ、６２ｋΩ、１００Ω、２０Ω、１２０Ω、
６２０Ω、および１ｋΩの抵抗値を有している。インダ
クタ７３は、１８μＨのインダクタンスを有しており、
ショットキーダイオード８７は汎用１Ｎ８５１９であ
り、４０Ｖの逆降伏電圧を有する。 【０１１４】図９の変調器９０の好ましい実施態様にお
いて、トランジスタ７２はモトローラＰＮ２ＳＣ３２８
１ ｎｐｎパワートランジスタであり、トランジスタ７
６は汎用２Ｎ２２２２ｎｐｎ信号トランジスタ、および
トランジスタ７８はモトローラＰＮ２ＳＡ１３０６Ｂ
ｐｎｐパワートランジスタである。コンデンサ９２、９
５、および１０１は、それぞれ１００μＦ、１００μ
Ｆ、および０．１μＦの容量を有している。抵抗７７、
８５、８６、８９、９３、９４、９７、９８、および１
０２は、それぞれ１ｋΩ、２７Ω、５１Ω、１ｋΩ、１
００Ω、３０ｋΩ、１２ｋΩ、２ｋΩ、および３００Ω
の抵抗値を有している。ショットキーダイオード８７は
汎用１Ｎ８５１９であり、４０Ｖの逆降伏電圧を有して
おり、比較器９１は例えばカリフォルニア州サンタクラ
ラのナショナルセミコンダクタコーポレーションから得
られるＬＭ３６３型であればよい。 【０１１５】変調器７０および変調器９０の実施態様
は、約８０％又はそれ以上の効率を有する電源を提供す
る。この高効率は低電力消費をもたらし、約8’’×
５’’×２’’の体積にも関わらず、電源は７５０Ｗの
ピーク電力を生成することが出来る。変調器７０および
変調器９０は、「オープンループ」で動作する、すなわ
ち、力を安定化するために、フィードバック信号を必要
としない。 【０１１６】上記の電源は、実効値１０〜１３０Ｖの範
囲の電圧で、１．１０以下の波高率、および好ましくは
４００ｋＨｚの範囲の周波数を有する波形を手術器具の
電極に供給する出力能力を有する波形を与える。これら
の電源は、一般に２０オームよりも小さい低出力インピ
ーダンスを有し、使用される電気外科手術器具の型式お
よび特定の操作状態に応じて、最高７アンペアの電流
（約７００Ｗ）を目供給できる。 【０１１７】本発明の回路要素は「スティフ」、すなわ
ち、出力電圧は存在する負荷インピーダンスに伴ってあ
まり変化しないで、装置への電圧フィードバックは必要
ない。従って、電圧フィードバック信号が出力電圧を制
御するために引き出された公知の電気外科手術用発電機
とは異なり、本発明の原理に従って作られる電源は、そ
のようなフィードバック回路要素を用いない。 【０１１８】図１０を参照して、表２に記載した公知の
電気外科手術用発電機のうちのいくつかと共に使用する
ことが可能である、改良回路を説明する。図１０のクリ
ッパ回路１１０は、例えばネオムドモデル３０００に接
続するように設計されており、さきに述べたような領域
で電力出力を供給する。すなわち、低電圧で、１に近い
波高率を有する高電力電圧波形である。クリッパ回路１
１０は、従来の電気外科手術用発電機の出力電圧を下げ
つつ、正弧波形のピークを「クリップする」ことにより
この目的を達する。従来の電気外科手術用発電機の入力
波形が純粋な正弧波形を有しているのに反し、クリッパ
回路１１０は、波形周期のその部分間は電気外科手術用
器具に定電圧レベルを供給し、それによって結果として
得られる最終的な出力波形が１に近くかつ一般的には
１．１０よりも小さい波高率を有することになる。 【０１１９】クリッパ回路１１０は、それが接続された
電気外科手術用器具の観点から出力インピーダンスも減
少させる。インピーダンスは電圧の二乗に比例するの
で、一般的に、約２０００Ｖから２００Ｖの出力電圧
（表２を参照）が１／１０に減少すると、電源のインピ
ーダンスでは１／１００に減少する。従って、４００オ
ームの出力インピーダンスを有する従来の電源が、本発
明のクリッピング回路１１０を通して電気外科手術器具
に接続された場合、わずか４オームの出力インピーダン
スを有するだろう。従って、クリッパ回路１１０で改良
された公知の電気外科手術用発電機の出力電圧は、図２
および図３に関連して先に述べた、インピーダンスマッ
チによる電圧のずれの対象ではないだろう。 【０１２０】クリッピング回路１１０は入力端子１１１
および１１２で、例えば表２で示されたものの1つのよ
うな公知の電気外科手術用発電機の出力から、高電圧交
流入力電力信号を受け取り、出力端子１１５および１１
６から、低電圧かつ低波高率交流出力電力を供給する。
電気外科手術器具は、出力端子１１５ａおよび１１５ｂ
に接続される。まず最初に電圧を望ましい出力レベルま
で大まかに下げ、次に、典型的には正弦波信号であるも
ののピーク近くをクリップして、低波高率波形を生成す
ることによって入力信号は出力信号に変換される。クリ
ッパ回路１１０は、極性に敏感な要素−−トランジスタ
およびダイオード−−を用いるので、印加される電力
は、これらの要素を逆バイアスしないように、最初に整
流されなければならない。 【０１２１】入力信号は、ノード１１５および１１６
で、変圧器１１７によって低いピーターピーク電圧レベ
ルにステップダウンされる。ノード１１５と１１６との
間の電圧は、２次巻線１１９の巻数と１次巻線１１８の
巻数との比によって決まる。好ましくは、さまざまな入
力電圧レベル、つまり表２に記載したさまざまな電気外
科手術用電源を受け入れるために、それぞれが異なる１
次対２次の比を有している複数のタップ１２０が設けら
れる。従って、ダウン率は、適切なタップを選ぶことに
よって、例えばスイッチ１２０ａによって、調節でき
る。もし電圧入力信号が十分に下げられなければ、クリ
ッピング中により大量の電力が消費され、低波高率は生
成するものの、改良された電源としては比較的低い変換
効率になる。その一方で、もし高いダウン率を選択すれ
ば、クリッピングがほとんど起こらず、出力信号は比較
的高い波高率を有するものの、比較的高い変換率が得ら
れる。 【０１２２】動作状態において、ノード１１５と１１６
の間のステップダウンされた交流波形は、ダイオード１
２１、１２２、１２３および１２４により整流される。
ノード１１５の電圧がノード１１６の電圧よりも高いと
き、ダイオード１２１および１２４がＯＮし、ノード１
１５の信号をノード１１３および１１４へ伝達する。選
択されたツェナーダイオード１２５の降伏電圧よりも低
い電圧に対しては、トランジスタ１２８のべ一スにはわ
ずかな電流のみ流れるが、これはノード１１３と１１４
の間の高インピーダンスを意味する。従って、電流は主
に出力端子１１５ａと１１６ａおよび電気外科手術器具
そしてその問にある組織を流れる。逆バイアスダイオー
ド１２２および１２３には電流は流れない。波形サイク
ルの後半で交流波形の極性がシフトしているときは、低
電流がダイオード１２２、１２３およびピーククリッピ
ング要素を流れる。その時、逆バイアスダイオード１２
１および１２４に、電流は流れない。 【０１２３】出力端子１１５ａと１１６ａの間に供給さ
れる最大出力電圧は、それぞれが異なる降伏電圧を有し
ているツェナーダイオード１２５の１つをスイッチ１２
６で選択することにより決められる。ノード１１３の電
圧が選ばれた１つのツェナーダイオード１２５のツェナ
ー降伏電圧（通常、３０〜１００ボルトの範囲）まで上
昇すると、電流はこのダイオードを通じてベース１２７
へ流れ、トランジスタ１２８をＯＮする。ＯＮ時には、
トランジスタ１２８は、出力端子１１５ａと１１６ａの
間よりもインピーダンスの低い流路をノード１１３から
ノード１１４の間に形成する。トランジスタ１２８がＯ
Ｎすると、これは電流を出力端子から切り変える働きを
し、端子１１５ａと１１５ｂの間の電圧が上昇するのを
防ぐ。もし、この電圧が上がり始めれば、選ばれた1つ
のツェナーダイオード１２５が追加の電流をベース１２
７に流し、さらにトランジスタ１２８をＯＮにし、よっ
てそのインピーダンスを下げて、より多くの電流を流す
ようにする。電流の流れが多くなるほど、端子１１５ａ
と１１６ａの間の電圧をより低く引き下げる。 【０１２４】ノード１１５、そしてその結果出力端子１
１３の電圧が下がるとき、出力端子１１５ａの電圧は交
流サイクルの後半まで一定のままである。ツェナーダイ
オード１２５の選ばれた１つは、それから電流をベース
１２７に流すのを止め、トランジスタ１２８をＯＦＦに
する。この時点で、トランジスタ１２８のエミッターベ
ース接合は、抵抗１２９を通して放電する。クリッピン
グ回路１１０の対称性のため、ノード１１６の電圧がツ
ェナー降伏電圧まで上昇すると、出力端子１１６ａの電
圧出力は同様にクリッピングされる。従来の電気外科手
術用発電機からの入力電圧波形から改良型回路の出力電
圧波形への変成を、図１１に示す。 【０１２５】クリッピング回路１１０の好ましい実施態
様において、変圧器１１７の複数のタップ１２０は、
４：１〜７：１の範囲の１次と２次の巻線比を有してお
り、これによって、電圧は４〜７倍の減少となる。ダイ
オード１２１、１２２、１２３および１２４は定格６Ａ
で、ブリッジ整流器として普通にパッケージされていて
もよい。トランジスタ１２８は２０Ａの容量を有するｎ
ｐｎトランジスタで、例えばイリノイ州シャンバーグの
モトローラコーポレーションのＰＮ２ＳＣ８２８１であ
ってもよい。抵抗１２９は６２０Ωの抵抗値を有してい
る。 【０１２６】血餅蓄積及び付着の問題を起こすことな
く、組織内に止血を生じさせることは、従来の電気外科
手術器具（例えば図４および図５の鉗子またはグラスパ
ー）、表２に与えられたリストから選ばれた電気外科手
術用発電機、および例えばクリッピング回路１１０のよ
うな本発明の原理に従って作られた改良型回路を用いて
実現できると考えられる。そして、改良型回路は、発電
機出力と電気外科手術器具との間に接続されてもよい。
この構成は、ある外科手術処置において満足できる働き
を提供すると信じられるが、それにもかかわらず、使用
される従来のＥＳ発電機によって達成できる電力出力に
よって制限される。出願人によって開発されたメッツェ
ンバウム型止血性バサミを駆動するためには、図７〜図
９に関して先に述べたよりもよりロバストな電源が、よ
り満足のいく結果を与えるであろう。 【０１２７】本発明が、ここに挙げられた実施態様以外
によっても実行できることは当業者にとって明らかであ
り、これらの実施態様は、実施例を挙げる目的で示され
たものであって制限のためではなく、本発明は、以下に
続く請求の範囲によってのみ制限される。 【０１２８】 【発明の効果】公知な電気外科手術装置の使用を妨げて
きた血餅の蓄積および付着の問題を克服する電源、およ
び電気外科手街システムが提供される。
術道具への血餅蓄積の減少に効果的な電圧出力波形を有
する電源、止血性電気外科手術器具およびその使用に関
する。 【０００２】 【従来の技術】手術中の出血の抑制は、手術にかかる時
間の主要な部分を占める。特に、組織を切開したときま
たは切断したときに起こる出血は、外科医の観察を不明
瞭にし、手術を長引かせ、執刀の正確さに有害な影響を
与え得る。手術での切開による血液の損失は輸血を必要
とし、従って、患者に害を与える危険を増加させる。 【０００３】止血性電気外科手術技術は、切開の前、そ
の最中、およびその後において、切開された組織からの
出血を減少させることで知られている。二極式の電気外
科手術技術は、一般的に、組織の切開および凝固の双方
のために、２つの電極間の患者の組織に高周波高電圧の
電流を流す。この電流は、電流密度および組織の抵抗の
関数として、組織のジュール（オーム）加熱を生じさせ
る。組織中に注入された熱は、その結果として組織に含
まれる血管中の血液を凝固させ、ゆえに、切断された血
管および毛細血管からの血液の流れを減少させる。 【０００４】公知の電気外科手術器具は、一般に、高電
圧電気アークの形で患者の組織に電流を伝えている。組
織を切開するためには、組織を切断するために十分な速
度で電流アークが体液の蒸発を生じさせるように、電流
の大きさおよび波形が選択され得る。止血を生じさせる
には、組織を乾燥させて組織の切開時に出血を止めるよ
うな、一般的により低いエネルギー注入速度を、電流ア
ークは供給する。 【０００５】公知の多くの電気外科手術装置の持つ欠点
は、隣接する組織の加熱とそれによる好ましくない傷を
生じることなく、局部的部分で止血を得るように患者の
組織を通しての電流の流れを制御する際の欠点である。
電気アークが貫通する深さを予測することの困難さは、
正確にどの組織部分が影響を受けるかについての不確実
性をもたらす。従って、例えば、電気アークは、ある箇
所で止血を生じさせるために不十分なエネルギーを注入
するかもしれず、その一方で、組織の特別な抵抗のため
に、もし隣接する組織の部分に伝われば、同様のエネル
ギーの電気アークが深部の組織の壊死を起こし得る。 【０００６】公知の電気外科手術装置のもう1つの欠点
は、電流アークが組織の木炭化を促進するという傾向で
ある。電気外科手術装置において、電流アークと患者の
組織とは、電気回路の直列要素を形成する。電圧と電流
の積は、これらの各要素に特有の電力損失を表す。これ
までに公知な電気外科手術装置では、電流アークでの電
力の消費が患者の組織中での消費を上回ることがある。
必然的に、電気外科手術装置によって生成された電気ア
ークまたは炎は、概して何千度のオーダの大変な高温で
ある。この電気的炎は、装置の動作表面に隣接する組織
を囲み、急速に組織の乾燥および木炭化に至らせること
がある。従って、電気的炎は患者の組織の切開と止血を
生じさせるが、それはしばしば組織を木炭化させ、組織
の急速な再生を阻害する。 【０００７】公知の電気外科手術装置のさらに他の欠点
は、部分的には、電気アークを引き起こすピーク−ピー
ク電圧の大きな変動によるもので、器具の動作表面に凝
固した血液または切断された組織が付着するという傾向
である。この蓄積は「血餅」と呼ばれるが、電気外科手
術器具の電極間を流れる電流が通らなければならない道
筋の電気抵抗を増加させる。手術中の器具への血餅の蓄
積の結果は、組織を流れる電流がもはや適切な切開また
は止血を生じるのに十分でないほどまでに、加熱または
切断されている組織中に注入される電気エネルギーが減
少することである。 【０００８】その結果、外科医は手術中に頻繁に作業を
やめて、電気外科手術器具の動作表面から血餅を削り取
らなければならない。この削り取り作業は、外科医によ
って費やされるところの、手術の目的を達成するのに向
けられるのではない時間および労働を増加させる。さら
に、器具の動作表面を削るこの作業は、止血が不十分に
なるまでは着手されないので、器具から血餅が削り取ら
れている間に、切断された組織からのさらなる血液の損
失が発生する。 【０００９】公知の電気外科手術装置のさらなる欠点
は、器具上の血餅に組織が付着する傾向である。この器
具への組織の付着が、以前に凝固した組織を裂くことが
あり、従って、その組織からの血液の流れを再開させ
る。さらに、以前に凝固させられた組織へのこのような
器具の付着は、外科手術部位での器具の操作性を制限
し、従って、手術の目的を達するために器具を操作する
外科医の物理的な努力を増加させることがある。最後
に、このような付着、および以前に凝固された組織を裂
くことによる血液の流れの再開の可能性の増加は、器具
の動作先端の外科医の視野を小さくし、切開の正確さを
減少させる。 【００１０】公知の電気外科手術器具は、一般に、定格
電力４００ワット以下で、ピーク−ピークで１５０〜５
０００ボルトの範囲の交流（ＡＣ）電圧を供給する発電
機を使用してきた。このような発電機は、一般に、１０
０ｋＨｚより大きな範囲の電流周波数で動作する。なぜ
ならば、１００ｋＨｚよりも小さい周波数は、好ましく
ない神経筋肉の刺激を患者に起こすことが知られている
からである。公知の電気外科手術用発電機が、定格１０
０〜４００オームの器具に出力電力を供給することも、
また典型的である。電気外科手術器具と電源のインピー
ダンスマッチングを供給するためには、そのような電源
はまた高い出力インピーダンスを有している。 【００１１】マリスらの米国特許第４，５９０，９３４
号は、二極カッター／凝血器と共に使用するための電気
外科手術用発電機を開示している。その特許に開示され
る発電機は、非周期的な一連の減衰させた高周波信号の
バーストのグループを含む電、力出力波形を生成する。
その発電機は、電気外科手術装置により生成された電気
アークの開始時の高い初期電圧スパイクを減衰させて、
器具の先端でのスパーク、および電気アークの最初のス
パークにより生じる望ましくない器具の干渉を減少させ
る。 【００１２】シュナイダーマンの米国特許第４，０９
２，９８６号およびファリンの米国特許第４，９６９，
８８５号は、電気外科手術器具と共に使用するための発
電機を示しており、その中では、発電機の出力電圧は電
気外科手術器具が遭遇するインピーダンスに依存せずに
実質的に一定のレベルに維持される。 【００１３】シュナイダーマンの米国特許第４，０９
２，９８６号は、組織の切開には変調されていないＲＦ
電圧波形、および組織の凝固にはパルス変調されたＲＦ
電圧波形を使用することを開示している。この特許は、
ピーク−ピークで約０〜０．６アンペアの範囲の電流
と、４５０〜６００ボルトの範囲のピーク−ピーク電圧
の使用を教示している。 【００１４】ファリンの米国特許第４，９６９，８８５
号は、電極と組織との間の電気アークを発弧しかつ維持
するために必要な電解強度を供給するためには、少なく
とも１５０ボルト（実効値）（ピーク−ピークで４２０
ボルト）の最小実効電圧が、電気外科手術切開器具の使
用には必要であると示している。この特許もまた、予想
される動作環境の範囲で電気外科手術装置に定電圧を供
給するためには、高周波電圧発電機が動作環境には依存
せず、かつ望ましくは純粋な正弦波である波形を供給す
ることが望ましいことを開示している。 【００１５】実効値約１５０Ｖより高い電圧、および比
較的低い電流で作動する電気外科手術器具は、これまで
に述べた血餅の蓄積、およびそれに関連する問題を経験
すると信じられている。このような血餅の蓄積による困
難さが、電気外科手術の分野の発展を妨げてきた。 【００１６】ヘルツォグの米国特許第４，２３２，６７
６号は、高電圧電気アークの使用にともなう血餅の蓄積
および木炭化の欠点を克服するようとするための電気外
科手術メスおよびそのメスの使用法を示している。この
特許は、アークを阻止して５〜５０ワットのエネルギー
注入率をもたらす、２０〜８０ボルトの範囲の低電圧の
使用を開示する。この特許に示されているメスは、主
に、供給される電圧波形の周波数を変えることによって
電力が制御されるというこの特許の教示のために、これ
までのところ限定的な商業的成功しか達成していない。 【００１７】従って、公知の電気外科手術装置を悩ま
し、手術の行為において電気外科手術の適用を制限して
きた血餅の蓄積および付着の問題を克服する電気外科手
術システムを提供することが望ましい。 【００１８】高い電力で低電圧を供給できる電気外科手
術用発電機を与えることが望ましい。そのような電源
は、電極でのアーク、および、そのようなアークに典型
的に伴う組織の木炭化および付着を減少させる。 【００１９】さらに、負荷インピーダンスには依存せず
に、実質的に一定な電圧出力レベルを供給する、低出力
インピーダンスを有する電気外科手術用発電機を供給す
ることがさらに望ましい。従って、そのような電源は、
予め定められたレベルに電圧を維持し、ゆえに止血中に
組織インピーダンスが増加するにつれて過度のエネルギ
ー注入を避ける。 【００２０】手術室内で使用可能な限られた空間、およ
び熱放散要求からくる大きさの制限の観点からみれば、
効率的および小型の電気外科手術用電源を供給すること
もまた、望ましい。 【００２１】 【発明が解決しようとする課題】前述の観点によれば、
公知な電気外科手術装置の使用を妨げてきた血餅の蓄積
および付着の問題を克服する電気外科手街システム、お
よびそのシステムの使用を提供することが、本発明の目
的である。 【００２２】 【課題を解決するための手段】本発明は、手術中に組織
の止血を生じさせるための電極を有する電気外科手術器
具と共に使用される電源に関し、この電源は、２０オー
ム以下の出力インピーダンスを有する回路を備え、実質
的に負荷インピーダンスに依存しない実質的に一定な交
流出力電圧信号を該電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下
で正弦波の波高率より小さい波高率を有する電圧波形を
供給する。 【００２３】好ましくは、上記電圧波形は１００ｋＨｚ
〜２ＭＨｚの間の周波数で交番する。 【００２４】好ましくは、上記波高率は１〜１．１０の
範囲である。 【００２５】好ましくは、上記電圧波形は方形波であ
る。 【００２６】本発明はまた、手術中に組織の止血を生じ
させるための電極を有する電気外科手術器具と共に使用
される電源に関し、この電源は、実質的に負荷インピー
ダンスに依存しない実質的に一定な交流出力電圧信号を
上記電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下で１〜１．１０
の範囲の波高率を有する電圧波形を供給する。 【００２７】好ましくは、上記電源は、２０オーム以下
の出力インピーダンスを有する回路をさらに備える。 【００２８】好ましくは、上記電圧波形は１００ｋＨｚ
〜２ＭＨｚの間の周波数で交番する。 【００２９】好ましくは、上記電圧波形は方形波であ
る。 【００３０】本発明はまた、電圧波形出力を生成するた
めに電気外科手術発電機と共に使用される装置に関し、
この装置はクリッピング回路を備え、上記発電機の電圧
波形出力を、実効値１２０Ｖ以下で１〜１．１０の範囲
の波高率の出力電圧を有するようにクリップされるクリ
ップ電圧波形に変換する。 【００３１】好ましくは、上記装置は、１対の電極を有
する電気外科手術器具と共に使用され、上記クリッピン
グ回路は、１次巻線および第２巻線を有する変圧器であ
って、上記電気外科手術発電機の電圧出力が上記１次巻
線を通って付与される、変圧器；上記２次巻線に連結さ
れる整流器ブリッジであって、上記クリップ電圧波形を
供給するための第１の出力ノードおよび第２の出力ノー
ドを有する、整流器ブリッジ；および上記第１の出力ノ
ードおよび第２の出力ノードを通る上記電圧を調節する
ために、上記第１の出力ノードおよび第２の出力ノード
に連結される手段であって、上記電気外科手術器具の１
対の電極が、上記出力ノードに連結するように適合され
ている手段を備える。 【００３２】好ましくは、上記第１の出力ノードおよび
第２の出力ノードを通る電圧を調節するための手段が、
ベース、エミッタおよびコレクタを有するトランジスタ
であって、上記コレクタが上記第１の出力ノードに連結
され、そして上記エミッタが上記第２の出力ノードに連
結される、トランジスタ；所定の選択された降伏電圧を
有するダイオードであって、このダイオードのカソード
が上記コネクターに連結され、そしてこのダイオードの
アノードが上記ベースに連結され、ここで、上記降伏電
圧は、電圧実効値と上記クリップ電圧波形の波高率を決
定する、ダイオード；および上記トランジスタのベース
および上記第２の出力ノードに連結されるレジスタを備
える。 【００３３】好ましくは、上記２次巻線は、使用者が選
択可能な複数のタップをさらに備え、この複数のタップ
の各々が、第１の巻線に対する第２の巻線の異なる比に
対応する。 【００３４】好ましくは、上記第１の出力ノードおよび
第２の出力ノードを通るクリップ電圧波形を調節するた
めの手段は、使用者が選択可能な複数のダイオードを備
え、この複数のダイオードの各々は、上記電気外科手術
発電機の出力電圧波形のクリッピングの程度が変動され
得るような、異なる降伏電圧を有する。 【００３５】本発明は、アークを起こさずに高周波電流
を組織に流して部分的に組織を乾燥させ、かつ組織の止
血を生じさせるための電極を有する外科手術器具に関
し、この器具は、組織に対する外科手術において用いら
れ、この外科手術は、（ａ）電極を有する手術器具を用
意するステップと、（ｂ）交流電源にこの電極を接続す
るステップと、（ｃ）この電極において、負荷インピー
ダンスに依存せず、かつ１に近い波高率を有している実
質的に一定な出力交流電圧波形を電源から選択しかつ維
持するステップと、（ｄ）高周波電流がアークを起こさ
ずに組織を通って流れ、組織を部分的に乾燥させて組織
の止血を生じさせるように、上記電極を組織と電気的に
接触して配置するステップとを包含する。 【００３６】好ましくは、上記方法において、上記組織
の止血と切開とは同時に行われ、上記外科手術器具は、
機械構造的に鋭利なエッジを含み、上記部分的に乾燥さ
れた組織を切断するために上記外科手術器具を操作する
ステップがさらに包含され得る。 【００３７】好ましくは、上記方法において、３．５〜
７００ワットの間の割合で上記組織中に熱が注入され
る。 【００３８】好ましくは、上記方法において、上記電圧
波形を選択しかつ維持するステップは、実効値１０〜１
２０Ｖの範囲で上記外科手術器具の電極に電圧波形を供
給する。 【００３９】好ましくは、上記電圧波形は、１００ｋＨ
ｚ〜２ＭＨｚの範囲の周波数で交番される。 【００４０】好ましくは、上記電圧波形を選択しかつ維
持するステップは、２０オーム以下の出力インピーダン
スを有する電源を用意することをさらに包含する。 【００４１】本発明はまた、止血を生じさせるように手
術中に組織を扱うための電気外科手術鉗子装置に関し、
この装置は、それぞれが末端を有する第１及び第２の鉗
子部材と、この第１及び第２の鉗子部材の末端が開位置
から閉位置へ選択的に移動できるように、この第１及び
第２の鉗子部材を枢軸式に一緒に接続するピボットと、
この第１及び第２の鉗子部材の末端に対向して設けられ
た第１及び第２の電極と、実効値１２０Ｖ以下で１に近
い波高率を有する電圧波形をこの第１及び第２の電極へ
供給する電源と、この電源を上記第１及び第２の電極に
接続する手段と、を備え得る。 【００４２】本発明はまた、止血を生じさせるように手
術中に組織を扱うための電気外科手術グラスパー装置に
関し、この装置は、それぞれが基部端及び末端を有して
いる第１及び第２のグラスパー部材と、この第１及び第
２グラスパー部材の基部端の間に設けられ、この第１及
び第２グラスパー部材の末端が開位置から閉位置へ選択
的に移動できるように、この第１及び第２のグラスパー
部材の基部端がそれぞれ取り付けられた接続盤と、この
第１及び第２のグラスパー部材の末端に、対向して設け
られた第１及び第２の電極と、実効値１２０Ｖ以下で１
に近い波高率を有する電圧波形をこの第１及び第２の電
極へ供給する電源と、この電源を上記第１及び第２の電
極に接続する手段とを備え得る。 【００４３】本発明はまた、手術中に組織の止血を生じ
させるための電極を有する電気外科手術器具と共に使用
され、実質的に負荷インピーダンスに依存しない交流出
力電圧信号を上記電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下で
１に近い波高率を有する電圧波形を供給し得る電源に関
する。 【００４４】上記電源は、２０オーム以下の出力インピ
ーダンスを有する回路要素をさらに備え得る。 【００４５】上記電源は、上記電圧波形が１００ｋＨｚ
〜２ＭＨｚの間の周波数で交番し得る。 【００４６】本発明はまた、電気外科手術器具と共に使
用され、実質的に一定なピーク−ピーク出力電圧を供給
する装置に関し、この装置は、選択可能な直流電圧を供
給するための変調器出力を有する変調器手段と、第１の
周波数で交流波形を生成する発電機手段と、インバータ
手段とを備え、このインバータ手段は、上記変調器出力
に接続された第１の入力手段と、上記発電機手段に接続
された第２の入力手段と、出力手段とを有しており、こ
のインバータ手段は、上記実質的に一定のピーク−ピー
ク出力電圧が上記交流波形に比例する波形と上記選択可
能な直流電圧に比例するピーク−ピーク電圧を有するよ
うに、上記変調器手段から上記選択可能な直流電圧を受
け取り、上記発電機手段から上記交流波形を受け取り、
上記出力手段に上記実質的に一定のピーク−ピーク出力
電圧を供給し得る。 【００４７】上記発電機手段で生成される前記交流波形
は、１に近い波高率を有し得る。 【００４８】上記発電機手段で生成される前記交流波形
は、方形波であり得る。 【００４９】上記装置は、上記変調器手段が、制御信号
を受け取るための制御入力端子をさらに備え得る。 【００５０】上記変調器手段は、電源電圧を受け取るた
めの電圧供給ノードと、スイッチノードと、上記電源電
圧を上記電圧供給ノードから上記スイッチノードへ伝導
する伝導状態と上記スイッチノードを上記電力供給電圧
から絶縁する非伝導状態との間で発振するスイッチ手段
と、グランド電位に接続されているグランド端子と、こ
のグランド端子と上記スイッチノードとの間に接続さ
れ、このグランド端子から上記スイッチノードへ自由に
電流を通過させ、かっ上記スイッチノードからこのグラ
ンド端子への電流の流れを阻止する整流手段と、上記ス
イッチノードと上記変調器出力との間に接続された第１
のインダクタとを備え得る。 【００５１】上記制御信号は、電圧制御信号であり、上
記スイッチ手段は、上記制御入力端子から上記電圧制御
信号を受け取るための手段をさらに備え、上記スイッチ
手段は、上記電圧制御信号の電圧レベルによって選択さ
れるデューティサイクルで発振し、上記変調器出力はこ
のディーティサイクルによって決められる電圧レベルを
有し得る。 【００５２】上記スイッチ手段は、さらに、第１のベー
スと、上記電圧供給ノードに接続された第１のコレクタ
と、上記スイッチノードに接続された第１のエミッタと
を備える第１のトランジスタと、第２のベースと、上記
第１のベースに接続された第２のコレクタと、上記電圧
供給ノードに接続された第２のエミッタとを有する第２
のトランジスタと、第３のベースと、第３のコレクタ
と、第３のエミッタとを有する第３のトランジスタと、
上記第２のベースと上記第３のコレクタとの間に接続さ
れた第１の抵抗と、上記スイッチノードと上記第３のベ
ースとの間に接続された第２の抵抗と、上記制御入力ノ
ードと上記第３のベースとの間の電流の通路を与える第
１の手段と、上記第３のエミッタと上記グランド端子と
の間の電流の通路を与える第２の手段とを備え得る。 【００５３】上記電流の通路を与える第１の手段は、第
３の抵抗を含み得る。 【００５４】上記電流の通路を与える第２の手段は、上
記第３のエミッタと上記グランド端子との間に接続され
た第４の抵抗と、上記第３のエミッタと上記グランド端
子との間に接続された第１のコンデンサとを備え得る。 【００５５】上記装置は、上記スイッチノードと上記第
３のエミッタとの問に接続された第５の抵抗をさらに備
え得る。 【００５６】上記装置は、上記第１のベースと上記第１
のエミッタの間に接続され、上記第１のトランジスタが
ＯＦＦになったときに上記第１のベースと上記第１のエ
ミッタの間の第１の接合を放電する第６の抵抗と、上記
第２のベースと上記第２のエミッタの間に接続され、上
記第２のトランジスタがＯＦＦになったときに上記第２
のベースと上記第２のエミッタの間の第２の接合を放電
する第７の抵抗と、上記第２のトランジスタが飽和する
のを防ぐために、上記第２のベースと上記第2のコレク
タの問に接続されたショットキーダイオードと、上記第
２のトランジスタがＯＮのときに上記第２のトランジス
タに電荷を与えるために、上記第２のベースと上記第３
のコレクタの間に接続された第２のコンデンサと、上記
電圧供給ノードと上記グランド端子の間に接続された第
３のコンデンサと、上記電圧供給ノードと電源電圧を受
け取るための端子の間に接続された第２のインダクタと
をさらに備え得る。 【００５７】上記スイッチ手段は、さらに、第１のベー
スと、上記電圧供給ノードに接続された第１のコレクタ
と、上記スイッチノードに接続された第１のエミッタと
を有する第１のトランジスタと、第２のベースと、上記
第１のベースに接続された第２のコレクタと、上記電圧
供給ノードに接続された第２のエミッタとを有する第２
のトランジスタと、第３のベースと、第３のコレクタ
と、上記グランド端子に接続された第３のエミッタとを
有する第３のトランジスタと、上記第２のベースと上記
第３のコレクタの間に接続された第１の抵抗と、該第３
のベースに高出力状態と低出力状態とを交互に与えるた
めに第３のベースに接続された第１の手段とを備え得
る。 【００５８】上記第１の手段は、反転入力と非反転入力
とを有している、上記第３のベースに接続された比較器
と、非反転入力よりも高い電圧を反転入力に、及び反転
入力よりも高い電圧を非反転入力に、交互に与えるため
に上記制御入力端子に接続された第２の手段とを備え得
る。 【００５９】上記第２の手段は、さらに、上記スイッチ
ノードと上記反転入力との間に接続された第２の抵抗
と、上記グランド端子と上記反転入力との間に接続され
た第３の抵抗とを備え得る。 【００６０】上記第２の手段は、さらに、上記電圧制御
信号を上記比較器に供給するために、制御入力信号端子
と上記非反転入力の間に接続された第４の抵抗と、上記
反転入力と上記非反転入力の間に接続された第１のコン
デンサと、上記スイッチノードと上記非反転入力の間に
接続された第５の抵抗とを備え得る。 【００６１】上記第１の手段は、上記第３のベースと上
記電源ノードの間に接続された第６の抵抗と、電源フィ
ルタをさらに備え、この電源フィルタは、上記比較器と
上記電源ノードの間に接続された第７の抵抗と、上記比
較器と上記グランド端子の問に接続された第２のコンデ
ンサとを備え得る。 【００６２】上記装置は、上記第１のエミッタと上記第
１のベースの間に接続され、上記トランジスタがＯＦＦ
のときに上記第１のベースと上記第１のエミッタの間の
第１の接合を放電する第８の抵抗と、上記第２のエミッ
タと上記第２のベースの間に接続され、上記第２のトラ
ンジスタがＯＦＦのときに上記第２のベースと上記第２
のエミッタの間の第２の接合を放電する第９の抵抗と、
上記第２のトランジスタが飽和するのを防ぐために、上
記第２のコレクタと上記第２のベースの間に接続された
ショットキーダイオードと、上記選択可能な直流電圧を
フィルタするために、上記変調器出力と上記グランド端
子の間に接続された第３のコンデンサと、をさらに備え
得る。 【００６３】本発明はまた、従来の電気外科手術用発電
機と共に使用され、クリッピング回路を備え、従来の発
電機の電圧波形出力を、実効値１２０Ｖ以下で１に近い
波高率を有するクリッピングされた電圧波形に変換する
装置に関する。 【００６４】この装置は、一対の電極を有する電気外科
手術器具と共に使用され、上記クリッピング回路は、１
次及び２次の巻線を有し、前記従来の電気手術用発電機
の電圧出力が上記１次巻線に印加される変圧器と、上記
第２次巻線に接続され、上記クリッピングされた電圧波
形を供給するための第１及び第２の出力ノードを有して
いる整流ブリッジと、上記電気外科手術器具の上記一対
の電極が上記出力ノードに接続されるように改良され、
上記第１及び第２の出力ノードに接続されてこの第１及
び第２の出力ノードの間の電圧を制御する手段とを備え
得る。 【００６５】上記第１及び第２の出力ノードの間の電圧
を制御する手段は、ベースとエミッタとコレクタを有し
得、このコレクタは、上記第１の出力ノードに接続さ
れ、このエミッタは、上記第２の出力ノードに接続され
たトランジスタと、あらかじめ決まった降伏電圧を有す
るダイオードで、このダイオードの陰極が上記コレクタ
に接続され、このダイオードの陽極が上記ベースに接続
され、上記降伏電圧が上記クリップされた電圧波形の実
効値及び波高率を決定するダイオードと、上記トランジ
スタのベース及び該第２の出力ノードに接続された抵抗
とを備え得る。 【００６６】上記２次巻線は、さらに利用者が選択可能
な複数タップを備え得、この複数タップのそれぞれが１
次巻線と２次巻線の異なる比に対応し得る。 【００６７】上記第１及び第２の出力ノードの間の上記
クリッピングされた電圧波形を制御する手段は、利用者
が選択可能な複数のダイオードを備え得、この複数のダ
イオードのそれぞれが異なる降伏電圧を有しており、そ
れによって上記従来の電気外科手術用発電機の出力電圧
波形のクリッピングの程度が変更可能であり得る。 【００６８】公知の装置の典型よりも低い電圧を供給す
る装置を提供することが本発明の目的である。本発明の
原理に従って製造される電源は、器具電極でのアークを
防ぎ、従ってそのようなアークに典型的に伴う、組織の
木炭化および付着を防ぐ。 【００６９】負荷インピーダンスに依存せず、実質的に
一定な電圧出力レベルを供給する低出力インピーダンス
を有する電気外科手術用発電機を提供することも、本発
明の別の目的である。本発明の電源の低出力インピーダ
ンスは、乾燥プロセスの間に組織インピーダンスが増加
するときの電圧のずれの可能性を減少させる。 【００７０】これらおよび他の目的は、実質的に一定な
出力電圧レベルを供給する能力のあり、出力インピーダ
ンスが２０オーム以下である交流（ＡＣ）電源を提供す
ることによって、本発明の原理に従って達成される。本
発明の電源は、１０〜１３０ボルト（実効値）および7
アンペァまでの電流という範囲で動作し、それによっ
て、接続された電気外科手術器具の電極に、使用される
電気外科手術器具の型式および手術される組織の種類に
応じて定まる５０〜７００ワットの範囲のエネルギー注
入率を与える。 【００７１】電圧制御および電力供給を改善しつつ、実
質的に器具電極でのアークを減少させるために、本発明
の電源は、1に近い波高率を有する波形を供給する。出
願人は、低波高率の応用は、大きな電力注入率を与える
一方で、組織中でのピーク−ピーク電圧の振れを減少さ
せることを確認した。これらの電源によって供給される
電圧波形は、これまでの公知の電気外科手術器具で認め
られた木炭化は起こさずに、組織の止血を改善する。本
発明の原理に従って作られる電源は、出力電圧レベルの
選択を可能にする、デューティサイクルが調整可能な変
調器を含む。この変調器により生成された選択可能な電
圧はインバータによって受け取られ、インバータはこの
電圧を変圧し、この変圧された電圧を、これもまたその
インバータヘの入力である低電力定電圧方形波に応じて
手術器具に供給する。変調回路要素は、自己振動する一
部の回路要素のデューティサイクルを変化させる制御信
号を受け取る。安定した調整可能な出力電圧は、これら
の振動を平均化することにより供給される。 【００７２】本発明の別の実施態様において、公知のさ
まざまな電気外科手術用発電機と共に使用される改良型
の装置が提供される。これにおいては、これらの発電機
の出力は、本発明によって企図された電圧および電流の
範囲内に変換される。実施例の改良型装置は、多数の公
知の電気外科手術用発電機と共に使用するために示され
る。 【００７３】本発明の装置を用い、先行技術で装置が遭
遇した血餅蓄積及び付着の問題を起こすことなく、電気
外科手術器具に電力を供給して、組織内に止血を生じさ
せ得る。本発明の装置は、組織中に熱を注入するための
電極を有する器具とともに用いられ、アークを生じずに
電気外科手術を行うことができる。従って、組織を切開
することが望ましい場合には、止血を生じさせると同時
に、組織を乾燥および弱体化させる。器具上には機械構
造的に鋭利なエッジが作られ、乾燥させられた組織を切
断する。本発明の装置は、代表的には、以下のステップ
に従って用いられ得る。 【００７４】（ａ）電極を有する手術器具を準備するス
テップと、（ｂ）交流電源に電極を接続するステップ
と、（Ｃ）交流（ＡＣ）電圧波形が1に近い波高率を有
しているところの、負荷インピーダンスに依存しない質
的に一定な出力電圧レベルを選択および維持するステッ
プと、（ｄ）高周波電流がアークを起こさずに組織を通
って流れ、組織を部分的に乾燥させて止血を生じさせる
ように、電極を組織と電気的に接触して配置するステッ
プ。 【００７５】組織を切断することが望まれるときは、止
血を生じさせることに加え、さらに、手術器具上に機械
構造的に鋭利なエッジを作り、その機械構造的に鋭利な
エッジが部分的に乾燥された組織を切断するように手術
器具を操作するステップが包含され得る。 【００７６】本発明の上記および他の目的および本発明
の利点は、同じ符号が同じ部分を示す添付の図面ととも
に、以下の詳細な記述を考察することによって明確にな
る。 【００７７】 【発明の実施の形態】図1を参照して、本発明の電気外
科手術装置１０が記述される。装置１０は、本発明の原
理に従って作られた電源１４と連結するメス１１、ハサ
ミ１２またはグラスパー１３のような複数の電気外科手
術器具の1つを備える。このメスは例えば、ヘルツォグ
の米国特許第４，２３２，６７６号に示されているもの
でよい。１１、１２、および１３の各器具は、電源１４
に器具を接続するためのケーブル１５を含んでいる。各
器具は、止血を生じさせるための一対の二極電極を備え
ることが好ましい。組織を切開することが望まれる場合
には、機械構造的に鋭利な切開エッジがさらに用意され
る。本発明の電源１４は、接続された電気外科手目術器
具に実質的な一定交流電圧（ＡＣ）波形を供給し、その
波形は１に近い波高率を有しており、電圧は１０〜１３
０ボルト（実効値）の範囲である。 【００７８】そのような器具を使用するこれまでに公知
の方法に関して、アーク除去、および、高電力で低電圧
かつ低波高率の波形の使用が、公知の電気外科手術装置
の性能の改善を行うことを出願人は確認した。本発明
は、上記公知の電気外科手術装置の性能を改善した、新
規な電気外科手術器具を提供するものである。 【００７９】公知の電気外科手術装置の２つの基本的な
欠点は、器具の動作表面への血餅の蓄積、および装置の
動作表面への組織の付着である。これらの問題は両方と
も、器具電極で電気アークを生成するため、高電圧で低
電流かつ大きな波高率を有する電圧波形を使用するのが
好ましいという、これまでに公知の装置の教示により起
きたものであることを、出願人は認識した。例えば、フ
ァリンの米国特許第４，９６９，８８５号は、組織を止
血的に切開するための電気アークを達成するためには１
５０ボルト(実効値)が必要であると開示している。出願
人が確認したところでは、血餅蓄積および付着の問題の
解決策は、公知の装置に典型的な高電圧および低出力／
周期をやめて、より低電圧で、１に近い波高率を有する
より高電力／周期数の波形を使用するようにすることで
ある。組織を切開するために電流アークを使用するかわ
りに、本発明の装置は、組織を加熱および乾燥するため
に組織を通って流れる電流を使用する。これによって、
機械構造的に鋭利なエッジで、組織を無血で切ることを
容易にする。 【００８０】図２を参照して、出願人の研究で観察され
た、典型的な身体組織における、電流の流れへのインピ
ーダンス変化と温度の関係を示す模式図を説明する。組
織を取り巻き、また組織中に含まれているような体液
は、主に水および様々な塩を含んでいる。組織に熱が加
えられると、体液中に含まれている塩は解離すると考え
られ、従って、組織の電気インピーダンスを減少させる
（範囲Ａ）。水は温まると膨張するため、細胞壁の破裂
を生じさせ、ゆえに、イオン移動についての障壁を除
き、組織インピーダンスをさらに減少させる。組織の継
続的な加熱は、水蒸気の蒸発を生じさせるが、これは最
初は、細胞壁を破裂することによって伝導を改善する。
しかしその後、水が沸騰するにつれてインピーダンスを
増加させ、組織の乾燥をもたらす（範囲Ｂ）。いったん
水が沸騰してなくなると、組織のさらなる加熱は炭化お
よび木炭化をもたらし、インピーダンスのいくぶんの低
下をもたらす。 【００８１】出願人は、その研究より、有用な止血およ
び止血性切開は、図２の範囲ＡおよびＢでの電気外科手
術機器の操作によって達成できると認識した。これらの
範囲では、実質的に一定な電圧の適用は、組織が温まる
に従ってまず電流の増加をもたらし、そして次に、細胞
液の一部が沸騰するに従って組織を乾燥させる。 【００８２】範囲Ｂでの電気外科手術器具の使用は、機
械構造的に鋭利なエッジで組織を切断するために特に有
用である。なぜなら、放出されている蒸気が組織を構成
している細胞の細胞壁を破裂させることにより、組織を
弱めるからである。さらに、この範囲での電気外科手術
器具の使用は、自己制限機能を供給する。実質的に一定
な電圧入力にとって、乾燥しつつある組織のインピーダ
ンスの増加が電流を減少させるため、電圧のレベルによ
っては、木炭化が起きるよりも低い温度で組織の温度は
熱平衡に達する。 【００８３】公知の電気外科手術装置は、ほとんど図２
の範囲Ｃで使用され、かつ止血および組織の切開を起こ
すための電気アークを生成する高いピーク−ピーク電圧
を有する波形を用いる。電気アークは、典型的に数千度
の温度を伴うので、アークを受ける組織は範囲ＡとＢを
急速に通りすぎ、範囲Ｃの木炭化に達する。その結果、
そのような装置によって起こされるほとんど瞬時の乾燥
が、より器具に組織を付着しやすくする。 【００８４】出願人は、電気アークが観測されない場合
でさえ、例えば比較的低い電圧において、印加されるピ
ーク−ピークの電圧の幅広い変動が、好ましくない付着
および血餅の蓄積をもたらすことを確認した。従って、
出願人は、ピーク電圧の実効値（ＲＭＳ）電圧に対する
比率−−「波高率」−−が１に近い電圧波形の使用が、
血餅蓄積を生じさせる電圧の変動傾向を減少させること
を確認した。例えば、方形波の波高率は１であるが、純
粋な正弦波では１．４１である。実効値１３０ボルト以
下のピーク電圧をもつ方形波１は、出願人により、顕著
な付着または血餅蓄積なしに優れた止血性を与えること
が観察された。 【００８５】出願人により行われた研究は、付着および
血餅蓄積の量が、電気外科手術器具に印加されるピーク
−ピーク電圧に直接関係し、ピーク−ピーク電圧が高い
ほど、血餅はより速く蓄積し、より粘着力が強いことを
確認した−。さらに、所定のピーク電圧では、電圧波形
の波高率が大きいほど、血餅蓄積は速い。出願人により
開発された７インチの二極電気外科手術バサミを用いた
研究において、電圧レベルと波形の相互関係として、表
１に示される結果が新鮮なビーフステーキについて得ら
れた。 【００８６】 【表１】 「切開の回数」とは、供給電流が８５％まで減少するま
でに切開できた回数、すなわち、もはや効果的な止血を
与えなくなるほど電極が血餅で覆われる点である。実効
値８０ボルトの方形波電圧信号において、測定される電
流に測定可能な減少がないまま、５０回の切開を行うこ
とが可能であることを出願人は確認した。他の同様の実
験において、出願人は、実効値８５ボルトの正弦波（ピ
ーク値１１９ボルト）が付着および限定的な止血を生じ
させるのに対して、実効値８５ボルトの方形波の使用が
非常に申し分のない止血をもたらすことを観察した。 【００８７】本発明の装置は、ヘルツォグの米国特許第
４，２３２，６７６号に示される電気外科手術用メスと
共に使用するために、特によく適している。この特許は
アークを生成しないように低電圧を使用することを示し
ているが、そこで示されている装置は商業的な成功を納
めなかった。なぜならば、この装置もまた、血餅蓄積と
付着が起きたからである。その特許に従って作られ、そ
して本発明の電圧、電流、および波形の範囲で操作され
る器具の使用は、非常に申し分のない結果を生むことが
期待される。これ以降に述べる電源出力インピーダンス
特性とともに、波高率の重要性への考慮の欠如が、いま
ヘルツォグの器具によって達成できる成功の要因である
と、出願人は信じる。 【００８８】再度図２を参照して、波高率の重要性のも
う１つの側面を説明する。出願人は、機械構造的に鋭利
な切開エッジを有する装置で効果的な止血を促進するた
めには、範囲Ａにおいて急速に組織を加熱することが望
ましいことを観察した。１００ボルトのピーク出力電圧
を有する電源において、方形波は1００ボルトすべてを
組織に印加するが、正弦波では同じ時間間期間内に、わ
ずか７１ボルトしか有効に与えない。組織中に注入され
た熱はおよそＶ２／Ｒであるので、一定の組織インピー
ダンスを仮定すると、方形波の適用は、平均で、正弦波
の２倍の出力を供給する。従って、方形波はより速く組
織を加熱し、よって手術器具は瞬時に止血作用および切
開を行える。 【００８９】次に図３を参照すると、本発明の他の特徴
は、出力インピーダンスがわずか数オーム、一般に２０
オーム以下の電源を用いて、電気外科手術器具に実質的
に一定な電圧を供給することである。電源の出力インピ
ーダンスが組織のインピーダンスよりも低い場合には、
電源による電圧出力は、負荷の接続時に低下したり、負
荷インピーダンスの増加に応じて過度に上昇したりする
ことはない。むしろ、Ｖ２／Ｒによると、組織への電力
伝達は、主に使用者の選ぶ出力電圧および組織の抵抗と
の関数であり、電源−負荷インピーダンスのマッチング
の関数ではない。本発明の電源と共に使用するための適
当な電気外需術器具もまた、比較的低いインピーダンス
を有している。例えば、表１に示したデータを得るため
に使用した７インチのハサミは、約１６オームのインピ
ーダンスを有している。 【００９０】公知の電気外科手術用発電機は、１００〜
４００オームの範囲のインピーダンスを有する器具に電
力を伝達するために設計されているのが典型的である。
そのような従来の電源は、概して２００オームまたはそ
れ以上の出力インピーダンスを有しており、かつほとん
ど電圧を制御できない。図３に関連して図２を参照する
と、乾燥中（範囲Ｃ）に組織のインピーダンスが上昇す
ると、典型的な電源の出力電圧もまた、そのような電源
にともなう大きな出力インピーダンスのために上昇する
ことが認められる。この出力電圧の上昇は、組織への電
力供給の増加をもたらし、ゆえに木炭化の深さと範囲を
増長させる。さらに、このような働きは、本発明に従っ
て作られた電源によれば実質的に削減される問題である
付着、血餅蓄積、および組織の壊死を促進する。いくつ
かの公知の電気外科手術用発電機の電力特性を表２に示
す。これは、これらの発電機の製品文献、あるいはヘル
スデバイス、１９８７年９−１０月号、「波形測定結
果」、３１０−３１１ページ、ペンシルベニア州プリマ
スミーティング、ＥＣＲＩ発行から得られたものであ
る。 【００９１】 【表２】 表２は包括的になるように意図されていないが、公知の
電気外科手術用発電機の性能特徴の一般的な代表であ
る。特に興味のある点は、本発明の電源との比較におけ
る、これらの装置の電圧波形、高開放電圧、高出力イン
ピーダンスおよび低地電力出力である。 【００９２】表２から、記載された電気外科手術用電源
のいずれもが、正弦波以外の波形を生成しないことは明
らかである。さらに、これらの各公知発電機は、出力イ
ンピーダンスにおいて、組織の木炭化をもたらしやすい
高ピーク−ピーク出力電圧レベルを与える。 【００９３】本発明の装置は、先行技術の装置で発生す
る血餅蓄積および付着問題を起こさずに組織中に止血を
生じさせるように、電気外科手術器具に交流電力を供給
する。本発明の装置によれば、電気外科手術は、アーク
なしに高周波電流を組織に流すための電極を有する器具
を用いて行われ、止血を生じさせることが望まれる場合
には、それによって組織を乾燥して弱体化させる。また
組織の切開が望まれる場合には、乾燥させられた組織を
切断するために、機械構造的に鋭利なエッジが器具上に
用意される。本発明の装置は、代表的には、以下のステ
ップに従って用いられ得る。 （ａ）電極を有する手術器具を準備するステップ；
（ｂ）交流電源に電極を接続するステップ；（ｃ）交流
（ＡＣ）電圧波形が１に近い波高率を有しているところ
の、負荷インピーダンスに依存しない質的に一定な出力
電圧レベルを選択および維持するステップ；（ｄ）高周
波電流がアークを起こさずに組織を通って流れ、組織を
部分的に乾燥させて止血を生じさせるように、電極を組
織と電気的に接触して配置するステップ。 【００９４】止血とともに、組織を切断することが望ま
れる場合は、さらに、部分的に乾燥された組織を切断す
るために手術器具に機械構造的に鋭利なエッジを作るス
テップが包含され得る。重要なことは、出願人の発明に
よる低波高率電圧波形の使用により、組織中で１波形サ
イクルあたりの高電力注入率が得られ、組織中の血管が
組織の切開と同時に凝固されることができることであ
る。表１に関して上記で言及した７インチのハサミで
は、血餅蓄積はほとんどなしに止血と切開を同時に達成
するために、切開される組織の血管系に依存するが７ア
ンペアまでの電流レベル（最大７００ワットの電力を供
給する）を印加し得ることを出願人は確認した。 【００９５】さらに、本発明の装置は、低出力インピー
ダンスを有する電源を備え、図３について先に述べた自
己制限電圧制御を与えるステップを行い得る。低波高
率、低電圧、高電力／サイクル波形を使用して、電気外
科手術を止血的に行う出願人の装置は、多数の電気外科
手術装置に応用できる。出願人は、本発明の装置は、ヘ
ルツォグの米国特許第４，２３２，６７６号に示される
電気外科手術用メス、図４および図５の二極鉗子および
グラスパー、および他の型の二極電気外科手術器具に、
うまく応用できると考えている。 【００９６】図４Ａおよび図４Ｂを参照して、本発明の
装置と共に使用するのに適した二極鉗子２０を説明す
る。鉗子２０は、向かい合う支持部材２１および２２を
備え、それらは軸を中心に回転するようにピボット２３
で接続されている。支持部材２１および２２の基部端は
ハンドル２４を形成し、各支持部材２１および２２は、
外科医の親指またはそのほかの指のための穴を目備えて
いる。支持部材２１および２２は、ハンドル２４により
動かされると、支持部材の末端２５および２６が閉じて
その間にある組織を処理するという従来の鉗子のような
動きをして移動することができる。各支持部位２１およ
び２２は、端子２７を備えており、鉗子の末端の電極部
分２８および２９に電圧を印加する。各支持部材２１お
よび２２は、支持部材の表面に配され、電極２８および
２９に電圧が加えられたときに支持部材間のショートを
防ぐ例えばアルミナのような絶縁被覆３１を備えていて
もよい。 【００９７】鉗子２０のピボット２３は、堅固な電気的
絶縁材料、例えばアルミナ、ジルコニア、またはセラミ
ックなどから作られており、さらに回路のショートを防
ぐために支持部材２１および２２の間に配された電気的
絶縁ワッシャー３１を備える。電極２８および２９は、
鉗子が閉じたときに接触しない。 【００９８】図５を参照して、止血性二極グラスパー４
０を説明する。グラスパーは、電気的絶縁材料４４から
なるプレートによって分岐部４３で一緒に合わせられた
支持部材４１および４２を備える。プレート４４および
ストップ４５は、支持部材４１および４２を電気的に絶
縁するために使われる電気的絶縁材料を備えている。ス
トップ４５は、鉗子が共に閉じられたときに、グラスパ
ーの末端が互いに接触することを防ぐように配置されて
いる。このようなグラスパーは、例えば、ブーレらの米
国特許第３，６８５，５１８号に示されている。 【００９９】本発明の装置は、本発明の電源と共に、図
４および図５に示されるような二極電気外科手術器具を
使用するために用いられ得る。本発明の電源は、これま
でに述べたよう低電圧・低電力・低波高率交流電圧波形
を器具に供給し、かつ出力電圧の大きさを調節するため
の回路要素を含んでいる。本発明の電源はさらに、小型
の構成を用いることを可能にするため、高効率および低
電力消費を特徴とする。 【０１００】図６に示されるように、電源５０は、出力
電力端子５４を通して電気外科手術器具を駆動する。出
力電力信号は、パワーインバータ５５によって出力端子
５４に供給される。インバータ５５は、発電機５３か
ら、高周波低電力交流波形を受け取る。本発明の原理に
よれば、この低電力交流波形は、一般的には、約１．１
０以下の1に近い波高率を有し、好ましくは、方形波で
ある。発電機５３は、患者への望ましくない神経筋肉の
刺激を避けるために、定電圧および好ましくは１００ｋ
Ｈｚよりも高い定周波数で、この駆動信号を供給する。
発電機５３は、電気外科手術器具に印加される波高率を
含む電圧波形および周波数を与え、一方、変調器５２お
よびインバータ５５は、その結果得られる波形の振幅を
調節する。 【０１０１】変調器５２は、低レベルから高レベルへ変
化し得る直流電圧を供給する。変調器５２によって供給
される電圧は、制御入力端子５１を通じて受信される制
御信号によって決定される。変調器５２は、好ましくは
４０〜１００ｋＨｚの範囲の振動周波数を有する信号を
生成する、内部自己振動回路を用いている。１００ｋＨ
ｚ以上では装置の効率が減少し、４０ｋＨｚ以下では、
副次的な可聴ノイズの発生が問題となる。インバータ５
５は、予め決められた比率で、変調器５２から供給され
る電圧から変圧された電圧を供給する。インバータ５５
は、発電機５３からの交流方形駆動信号に応答して、変
圧された駆動電圧を方形波として電気外科手術装置に供
給する。発電機５３およびインバータ５５の許容可能な
内部構成は当業者には自明であり、それゆえ、それらの
要素の詳細は本発明には含まれない。 【０１０２】図７を参照して、変調器５２の回路要素の
実施態様を示す。スイッチ６０は、自己振動する回路要
素の部分の簡素化表現である。電圧供給ノード６１は電
源電圧を伝え、それは図８に示すように端子７１を通じ
て受け取られてもよい。作動時には、スイッチ６０は、
使用されている器具へ供給されるべき望ましい電圧レベ
ルに基づいて選ばれるデューティサイクルによって、伝
導状態と非伝導状態の間を振動する。スイッチ６０が閉
じているとき、電流は電圧供給ノード６１からインダク
タ６２を通って、変調器出力６３へ流れる。スイッチ６
０が開いているとき、インダクタ６２から変調器出力６
３への電流は、整流キャッチダイオード６５を通して接
地端子６４へ流れる。さらに、スイッチ６０が開いてい
るとき、電圧供給ノード６１の電圧は、スイッチノード
６６から絶縁される。従って、スイチ６０の振動は、ノ
ード６６に連続した方形パルスを作る。エネルギー貯蔵
インダクタとも考えられるインダクタ６２は、スイッチ
６０が閉じているときにはエネルギーをその磁界に蓄
え、スイッチ６０が開いているときにはそれを返すこと
によって、変調器出力６３に明瞭な直流電圧を生成す
る。変調器出力端子６３へ供給される電圧は、スイッチ
ノード６６での方形パルスの直流平均であり、従って、
スイッチ６０のデューティサイクルを変化させることに
よって、インバータ５５（図６参照）へ供給される電圧
が制御できる。インダクタ６２の選択は、エネルギー貯
蔵要求に基づく必要はなく、スイッチ７２へ供給される
電流ストレスおよび変調器出力端子６３での許容可能な
リプル電圧に基づいてもよい。 【０１０３】変調器５２、変調器７０の第１の実施態様
の回路要素は、図８に関して示されている。動作状態で
は、トランジスタ７２はスイッチとして働き、交互に、
電圧供給ノード６１からスイッチノード６６への電動路
を与えるために閉じ、またこの電流の流れを遮るために
開く。端子７１は直流電源に接続されているが、これは
例えば直流３０Ｖで動作している従来の直流電圧供給回
路であってもよい。インダクタ７３を通って流れる電流
は、トランジスタ７２を通って流れるか、またはコンデ
ンサ７４および７５を充電する。コンデンサ７４および
７５に蓄えられた電荷は、トランジスタ７２がＯＮした
ときにすぐに利用できる電流源を供給し、これによっ
て、スイッチノード６６において低電流から高電流への
急速な移行をもたらす。インダクタ７３ならびにコンデ
ンサ７４および７５は、組合わさって、変調器７０を他
の回路要素から切り離す入力フィルタを形成する。従っ
て、回路のバランスに偽の周波数が伝播することを防
ぐ。 【０１０４】トランジスタ７２の発振は、トランジスタ
７６によって駆動される。トランジスタ７６がＯＮのと
き、電流はトランジスタ７７を通ってトランジスタ７８
のベースを流れる。次にトランジスタ７８がＯＮにな
り、トランジスタ７２のベースへ流れ込むコレクタ電流
を作り出す。コンデンサ７９に蓄えられた電荷は、トラ
ンジスタ７８のベースに供給され、それによってそのタ
ーンオンになる時間を短くする。トランジスタ７２がＯ
Ｎのとき、電圧供給ノード６１の電圧はスイッチノード
６６に伝えられる。スイッチノード６６でのこの電圧の
存在は、抵抗８０を通して、トランジスタ７６のベース
ヘと流れ込む立ち上がりの急激な電流を生じる。トラン
ジスタ７６のエミッタ電流が増加すると、抵抗８１での
電圧降下が増加し、コンデンサ８２が充電され、ノード
８３の電位が上昇する。ノード８３の電圧は、ノード８
４およびノード８３の間の電圧降下がトランジスタ７６
をＯＮにしておくには不十分になるまで上昇する。トラ
ンジスタ７６がＯＦＦすると、抵抗７７を通る電流の流
れは遮られる。抵抗８５および抵抗８６は、それぞれト
ランジスタ７２および７８のベース−エミッタ接合を急
速に放電する。トランジスタ７８の急速なターンオフ
は、トランジスタ７８のＯＮ時の飽和を防いでいるショ
ットキーダイオード８７によっても助けられる。 【０１０５】トランジスタ７２がＯＦＦのときには、供
給ノード６１の電圧はもはやスイッチノード６６に伝え
られない。インダクタ６２の磁界が壊れると、電流はキ
ャッチダイオード６５を通って流れる。従って、スイッ
チノード６６の電圧は、ダイオード1つの降下分だけグ
ランドよりも低くなる。この時点で、コンデンサ８２に
蓄えられている電荷は、抵抗８１および８８を通って放
電される。ノード８３の電圧が十分に下がると、トラン
ジスタ７６は再度ＯＮし、このサイクルを繰り返す。こ
のようにして、変調器７０の回路要素は自己発振する。
動作の線形モードは、抵抗８０によって供給されるヒス
テリシスによって防がれるが、これは、トランジスタ７
６のベースに、約０．１ボルトの電圧変化を引き起こ
す。 【０１０６】上記のように、変調器出力６３での出力電
圧は、スイッチノード６６に存在する交流電圧の平均を
表す。ゆえに、もしノード６６での電圧発振のデユーテ
ィサイクルが高ければ、変調器出力６３での直流出力電
圧もまた高くなる。同様に、もしデューティサイクルが
下がれば、それに応じて出力は減少する。変調器７０の
回路要素によって生成された発振のデューティサイクル
は、制御入力端子５１に入力される制御電圧信号の電圧
レベルによって決定される。もし制御電圧が比較的高け
れば、コンデンサ８２は、ノード８３での電圧がトラン
ジスタ７６をＯＦＦするのに十分なほど上昇する前に、
十分な充電時間を必要とする。トランジスタ７２がより
長い時間ＯＮを保つので、これにより比較的大きなデュ
ーティサイクルが生成される。しかしもし、制御入力端
子５１に供給される制御電圧がこの範囲の低い方の端に
あれば、トランジスタ７６は同じくらい長くＯＮを保た
ず、あるいは、まったくＯＮにならないこともある。従
って、変調器出力６３を通じてインバータ５５へ供給さ
れた直流出力電圧は、制御入力端子５１での制御電圧の
値に応答して、グランド端子６５の電圧と電圧供給ノー
ド６１の電圧との問の範囲で連続的に選択され得る。 【０１０７】図９を参照して、変調器５２および変調器
９０の、別の実施態様の回路要素を述べる。変調器９０
は、回路安定性を、図８の回路で達成されたものよりも
改良するための比較器９１を備える。比較器９１は蝿力
供給フィルタを通して動力を受けるが、この電力供給フ
ィルタは、電圧供給ノード６１の電圧の変化から比較器
９１を絶縁するための電力供給バイパスコンデンサ９２
および切り離し抵抗９３を備える。変調器９０は、トラ
ンジスタ７６のためのプルアップ抵抗９４も備える。電
力出力フィルタコンデンサ９５は、さらに、変調器出力
６３の電圧リプルを抑制する。 【０１０８】変調器９０の動作は、変調器７０のものと
同様である。比較器９１の出力９１ａが高いとき、電流
はトランジスタ７６のベースへ流れ込み、それをＯＮに
し、抵抗７７およびトランジスタ７８のペースを通じて
電流を流す。トランジスタ７８がＯＮになると、これは
トランジスタ７２のベースへ流れ込むコレクタ電流を生
成し、トランジスタ７２をＯＮにする。電圧供給ノード
６１での電圧は、ゆえにスイッチノード６６と連絡して
いる。スイッチノード６６でのこの電圧の存在によっ
て、電圧分割抵抗９７および９８の作用で、比較器９１
の反転入力９９へ正電圧が供給される。 【０１０９】抵抗９７と９８の抵抗の比で決められてい
るように、反転入力９９へ供給される電圧は、抵抗８９
を通って制御入力端子５１から比較器９１の非反転入力
１００へ供給される制御信号よりも大きい。従って、コ
ンデンサ１０１の放電に続いて、非反転入力１００にお
いてよりも高い電圧が反転入力９９に存在するというこ
とが、比較器９１に低い信号を出力させ、トランジスタ
７６をＯＦＦにする。抵抗１０２はヒステリシス性を与
えるので、反転入力９９と非反転入力１００の間の電圧
差は、比較器９１の出力状態が逆転する前にしきい値を
越えなければならず、ゆえに、変調器９０の安定性は高
まる。 【０１１０】トランジスタ７６のターンオフは、トラン
ジスタ７８のベースヘの電流の流れを遮り、これによっ
て、トランジスタ７８および７２をＯＦＦにする。抵抗
８５および８６は、それぞれトランジスタ７２および７
８のべ一ス−エミッタ接合を急速に放電する。トランジ
スタ７８の急速なターンオフは、トランジスタ７８のＯ
Ｎ時の飽和を妨げるショットキ−ダイオード８７にも助
けられる。 【０１１１】変調器７０についてと同様に変調器９０に
ついて、トランジスタ７２がＯＦＦのとき、供給ノード
６１の電圧はスイッチノード６６と連絡していない。イ
ンダクタ６２の磁界が壊れると、電流はチャッチダイオ
ード６５から放出される。ゆえに、スイッチノード６６
の電圧は、グランドよりもダイオード1つの降下分だけ
低くなる。このことが起きると、制御入力端子５１の制
御電圧信号が、電圧分割抵抗９７および９８によって反
転入力９９へ供給される電圧を越える。抵抗９８を通っ
てのコンデンサ１０１の放電に続いて、比較器９１は再
度、トランジスタ７６に高出力信号を与え、サイクルを
繰り返す。変調器９０のデューティサイクルと、従って
変調器出力６３の直流出力電圧は、制御入力端子５１の
電圧制御信号のレベルによって制御される。入力端子５
１の電圧が高いほど、トランジスタ７２がＯＦＦの間に
コンデンサ１０１は多量に充電される。この電荷が多量
なほど、比較器９１の高出力状態から低出力状態への切
り替えをより遅れさせる。従って、トランジスタ７２が
ＯＮであり、ノード６１の電圧がスイッチノード６６に
連絡されている周期中の部分を増加させる。従って、制
御信号が高いほど、変調器出力６３の直流電圧出力も同
様に高くなる。 【０１１２】本発明の好ましい実施態様において、イン
バータ５５は、２つのトランジスタおよびひとつの変圧
器プッシュプル増幅器である。発電機５３は、４００ｋ
Ｈｚで０−１２Ｖのゲート方形波を供給するための集積
回路方形波発電機に基づいている。例えば、ニューハン
プシャー州メリマクのユナイトロードインテグレーテッ
ドサーキッツコポレーションの３８２５Ｃを使用しても
よい。電圧供給ノード６１に供給ざれる電源電圧は直流
３０Ｖで、グランド端子６４はグランド電位に保たれ
る。さらに、インダクタ６２は２８０μＨのインダクタ
ンスを有しており、ダイオード６５は汎用高速整流ダイ
オードＦＲ６０４である。入力端子５１に供給される電
圧制御信号は、０−５Ｖの範囲である。 【０１１３】図８の変調器７０の実施態様で、トランジ
スタ７２はＰＮ２ＳＣ３２８１ ｎｐｎパワートランジ
スタであり、イリノイ州シャンバーグのモトローラコー
ポレーションから入手でき、トランジスタ７６は汎用２
Ｎ２２２２ｎｐｎ信号トランジスタであり、トランジス
タ７８はモトローラＰＮ ２ＳＡ１３０６Ｂ ｐｎｐパ
ワートランジスタである。コンデンサ７４・７５、７９
および８２は、それぞれ１μＦ、２２０μＦ、０．０３
μＦ、および０．１μＦの容量を有している。抵抗７
７、８０、８１、８５、８６、８８および８９は、それ
ぞれ１ｋΩ、６２ｋΩ、１００Ω、２０Ω、１２０Ω、
６２０Ω、および１ｋΩの抵抗値を有している。インダ
クタ７３は、１８μＨのインダクタンスを有しており、
ショットキーダイオード８７は汎用１Ｎ８５１９であ
り、４０Ｖの逆降伏電圧を有する。 【０１１４】図９の変調器９０の好ましい実施態様にお
いて、トランジスタ７２はモトローラＰＮ２ＳＣ３２８
１ ｎｐｎパワートランジスタであり、トランジスタ７
６は汎用２Ｎ２２２２ｎｐｎ信号トランジスタ、および
トランジスタ７８はモトローラＰＮ２ＳＡ１３０６Ｂ
ｐｎｐパワートランジスタである。コンデンサ９２、９
５、および１０１は、それぞれ１００μＦ、１００μ
Ｆ、および０．１μＦの容量を有している。抵抗７７、
８５、８６、８９、９３、９４、９７、９８、および１
０２は、それぞれ１ｋΩ、２７Ω、５１Ω、１ｋΩ、１
００Ω、３０ｋΩ、１２ｋΩ、２ｋΩ、および３００Ω
の抵抗値を有している。ショットキーダイオード８７は
汎用１Ｎ８５１９であり、４０Ｖの逆降伏電圧を有して
おり、比較器９１は例えばカリフォルニア州サンタクラ
ラのナショナルセミコンダクタコーポレーションから得
られるＬＭ３６３型であればよい。 【０１１５】変調器７０および変調器９０の実施態様
は、約８０％又はそれ以上の効率を有する電源を提供す
る。この高効率は低電力消費をもたらし、約8’’×
５’’×２’’の体積にも関わらず、電源は７５０Ｗの
ピーク電力を生成することが出来る。変調器７０および
変調器９０は、「オープンループ」で動作する、すなわ
ち、力を安定化するために、フィードバック信号を必要
としない。 【０１１６】上記の電源は、実効値１０〜１３０Ｖの範
囲の電圧で、１．１０以下の波高率、および好ましくは
４００ｋＨｚの範囲の周波数を有する波形を手術器具の
電極に供給する出力能力を有する波形を与える。これら
の電源は、一般に２０オームよりも小さい低出力インピ
ーダンスを有し、使用される電気外科手術器具の型式お
よび特定の操作状態に応じて、最高７アンペアの電流
（約７００Ｗ）を目供給できる。 【０１１７】本発明の回路要素は「スティフ」、すなわ
ち、出力電圧は存在する負荷インピーダンスに伴ってあ
まり変化しないで、装置への電圧フィードバックは必要
ない。従って、電圧フィードバック信号が出力電圧を制
御するために引き出された公知の電気外科手術用発電機
とは異なり、本発明の原理に従って作られる電源は、そ
のようなフィードバック回路要素を用いない。 【０１１８】図１０を参照して、表２に記載した公知の
電気外科手術用発電機のうちのいくつかと共に使用する
ことが可能である、改良回路を説明する。図１０のクリ
ッパ回路１１０は、例えばネオムドモデル３０００に接
続するように設計されており、さきに述べたような領域
で電力出力を供給する。すなわち、低電圧で、１に近い
波高率を有する高電力電圧波形である。クリッパ回路１
１０は、従来の電気外科手術用発電機の出力電圧を下げ
つつ、正弧波形のピークを「クリップする」ことにより
この目的を達する。従来の電気外科手術用発電機の入力
波形が純粋な正弧波形を有しているのに反し、クリッパ
回路１１０は、波形周期のその部分間は電気外科手術用
器具に定電圧レベルを供給し、それによって結果として
得られる最終的な出力波形が１に近くかつ一般的には
１．１０よりも小さい波高率を有することになる。 【０１１９】クリッパ回路１１０は、それが接続された
電気外科手術用器具の観点から出力インピーダンスも減
少させる。インピーダンスは電圧の二乗に比例するの
で、一般的に、約２０００Ｖから２００Ｖの出力電圧
（表２を参照）が１／１０に減少すると、電源のインピ
ーダンスでは１／１００に減少する。従って、４００オ
ームの出力インピーダンスを有する従来の電源が、本発
明のクリッピング回路１１０を通して電気外科手術器具
に接続された場合、わずか４オームの出力インピーダン
スを有するだろう。従って、クリッパ回路１１０で改良
された公知の電気外科手術用発電機の出力電圧は、図２
および図３に関連して先に述べた、インピーダンスマッ
チによる電圧のずれの対象ではないだろう。 【０１２０】クリッピング回路１１０は入力端子１１１
および１１２で、例えば表２で示されたものの1つのよ
うな公知の電気外科手術用発電機の出力から、高電圧交
流入力電力信号を受け取り、出力端子１１５および１１
６から、低電圧かつ低波高率交流出力電力を供給する。
電気外科手術器具は、出力端子１１５ａおよび１１５ｂ
に接続される。まず最初に電圧を望ましい出力レベルま
で大まかに下げ、次に、典型的には正弦波信号であるも
ののピーク近くをクリップして、低波高率波形を生成す
ることによって入力信号は出力信号に変換される。クリ
ッパ回路１１０は、極性に敏感な要素−−トランジスタ
およびダイオード−−を用いるので、印加される電力
は、これらの要素を逆バイアスしないように、最初に整
流されなければならない。 【０１２１】入力信号は、ノード１１５および１１６
で、変圧器１１７によって低いピーターピーク電圧レベ
ルにステップダウンされる。ノード１１５と１１６との
間の電圧は、２次巻線１１９の巻数と１次巻線１１８の
巻数との比によって決まる。好ましくは、さまざまな入
力電圧レベル、つまり表２に記載したさまざまな電気外
科手術用電源を受け入れるために、それぞれが異なる１
次対２次の比を有している複数のタップ１２０が設けら
れる。従って、ダウン率は、適切なタップを選ぶことに
よって、例えばスイッチ１２０ａによって、調節でき
る。もし電圧入力信号が十分に下げられなければ、クリ
ッピング中により大量の電力が消費され、低波高率は生
成するものの、改良された電源としては比較的低い変換
効率になる。その一方で、もし高いダウン率を選択すれ
ば、クリッピングがほとんど起こらず、出力信号は比較
的高い波高率を有するものの、比較的高い変換率が得ら
れる。 【０１２２】動作状態において、ノード１１５と１１６
の間のステップダウンされた交流波形は、ダイオード１
２１、１２２、１２３および１２４により整流される。
ノード１１５の電圧がノード１１６の電圧よりも高いと
き、ダイオード１２１および１２４がＯＮし、ノード１
１５の信号をノード１１３および１１４へ伝達する。選
択されたツェナーダイオード１２５の降伏電圧よりも低
い電圧に対しては、トランジスタ１２８のべ一スにはわ
ずかな電流のみ流れるが、これはノード１１３と１１４
の間の高インピーダンスを意味する。従って、電流は主
に出力端子１１５ａと１１６ａおよび電気外科手術器具
そしてその問にある組織を流れる。逆バイアスダイオー
ド１２２および１２３には電流は流れない。波形サイク
ルの後半で交流波形の極性がシフトしているときは、低
電流がダイオード１２２、１２３およびピーククリッピ
ング要素を流れる。その時、逆バイアスダイオード１２
１および１２４に、電流は流れない。 【０１２３】出力端子１１５ａと１１６ａの間に供給さ
れる最大出力電圧は、それぞれが異なる降伏電圧を有し
ているツェナーダイオード１２５の１つをスイッチ１２
６で選択することにより決められる。ノード１１３の電
圧が選ばれた１つのツェナーダイオード１２５のツェナ
ー降伏電圧（通常、３０〜１００ボルトの範囲）まで上
昇すると、電流はこのダイオードを通じてベース１２７
へ流れ、トランジスタ１２８をＯＮする。ＯＮ時には、
トランジスタ１２８は、出力端子１１５ａと１１６ａの
間よりもインピーダンスの低い流路をノード１１３から
ノード１１４の間に形成する。トランジスタ１２８がＯ
Ｎすると、これは電流を出力端子から切り変える働きを
し、端子１１５ａと１１５ｂの間の電圧が上昇するのを
防ぐ。もし、この電圧が上がり始めれば、選ばれた1つ
のツェナーダイオード１２５が追加の電流をベース１２
７に流し、さらにトランジスタ１２８をＯＮにし、よっ
てそのインピーダンスを下げて、より多くの電流を流す
ようにする。電流の流れが多くなるほど、端子１１５ａ
と１１６ａの間の電圧をより低く引き下げる。 【０１２４】ノード１１５、そしてその結果出力端子１
１３の電圧が下がるとき、出力端子１１５ａの電圧は交
流サイクルの後半まで一定のままである。ツェナーダイ
オード１２５の選ばれた１つは、それから電流をベース
１２７に流すのを止め、トランジスタ１２８をＯＦＦに
する。この時点で、トランジスタ１２８のエミッターベ
ース接合は、抵抗１２９を通して放電する。クリッピン
グ回路１１０の対称性のため、ノード１１６の電圧がツ
ェナー降伏電圧まで上昇すると、出力端子１１６ａの電
圧出力は同様にクリッピングされる。従来の電気外科手
術用発電機からの入力電圧波形から改良型回路の出力電
圧波形への変成を、図１１に示す。 【０１２５】クリッピング回路１１０の好ましい実施態
様において、変圧器１１７の複数のタップ１２０は、
４：１〜７：１の範囲の１次と２次の巻線比を有してお
り、これによって、電圧は４〜７倍の減少となる。ダイ
オード１２１、１２２、１２３および１２４は定格６Ａ
で、ブリッジ整流器として普通にパッケージされていて
もよい。トランジスタ１２８は２０Ａの容量を有するｎ
ｐｎトランジスタで、例えばイリノイ州シャンバーグの
モトローラコーポレーションのＰＮ２ＳＣ８２８１であ
ってもよい。抵抗１２９は６２０Ωの抵抗値を有してい
る。 【０１２６】血餅蓄積及び付着の問題を起こすことな
く、組織内に止血を生じさせることは、従来の電気外科
手術器具（例えば図４および図５の鉗子またはグラスパ
ー）、表２に与えられたリストから選ばれた電気外科手
術用発電機、および例えばクリッピング回路１１０のよ
うな本発明の原理に従って作られた改良型回路を用いて
実現できると考えられる。そして、改良型回路は、発電
機出力と電気外科手術器具との間に接続されてもよい。
この構成は、ある外科手術処置において満足できる働き
を提供すると信じられるが、それにもかかわらず、使用
される従来のＥＳ発電機によって達成できる電力出力に
よって制限される。出願人によって開発されたメッツェ
ンバウム型止血性バサミを駆動するためには、図７〜図
９に関して先に述べたよりもよりロバストな電源が、よ
り満足のいく結果を与えるであろう。 【０１２７】本発明が、ここに挙げられた実施態様以外
によっても実行できることは当業者にとって明らかであ
り、これらの実施態様は、実施例を挙げる目的で示され
たものであって制限のためではなく、本発明は、以下に
続く請求の範囲によってのみ制限される。 【０１２８】 【発明の効果】公知な電気外科手術装置の使用を妨げて
きた血餅の蓄積および付着の問題を克服する電源、およ
び電気外科手街システムが提供される。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明に従って作られる、実施例の電
気外科手術器具の斜視図である。 【図２】図２は、出願人の研究で観察された組織インピ
ーダンスと温度の模式図である。 【図３】図３は、本発明の実施例の電源と典型的な公知
の電源との電気的出力特性の比較を示す図である。 【図４Ａ】本発明の装置と共に使用するのに適切な二極
電気外科手術用鉗子の側面図である。 【図４Ｂ】本発明の装置と共に使用するのに適切な二極
電気外科手術用鉗子の断面図である。 【図５】図５は、本発明の装置と共に使用するのに適当
な二極グラスパーの斜視図である。 【図６】図６は、本発明に従った定電圧電源の好ましい
実施態様のブロック図である。 【図７】図７は、本発明にしたがった定電圧電源のため
の変調回路の好ましい実施態様の簡略化した回路図であ
る。 【図８】図８は、図７の変調回路の第１の実施態様の詳
細な回路図である。 【図９】図９は、図７の変調回路の別の実施態様の詳細
な回路図である。 【図１０】図１０は、いくつかの公知の電源と共に使用
し、本発明に従ってこれらの装置から電力プロファイル
を生成するための、改良型装置の回路図である。 【図１１】図１１は、図１０の改良型装置から得られた
入力と出力の電圧波形の比較を示す図である。 【符号の説明】 １０ 装置 １１ メス １２ ハサミ １３ グラスパー １４ 電源 １５ ケ−ブル ２０ 二極鉗子 ２１、２２ 支持部材 ２３ ピボット ２４ ハンドル ２５、２６ 末端 ２７ 端子 ２８、２９ 電極部分 ３１ 絶縁被覆 ４０ グラスパー ４１、４２ 支持部材 ４３ 分岐部 ４４ 絶縁材料 ４５ ストップ ５０ 電源 ５１ 入力端子 ５２ 変調器 ５３ 発電機 ５４ 出力端子 ５５ インバータ ６０ スイッチ ６１ 電力供給ノード ６２ インダクタ ６３ 変調器出力 ６５ ダイオード ６６ スイッチノード ７０、９０ 変調器 １１０ クリッパ回路 １１１、１１２ 入力端子 １１３、１１４、１１５、１１６ ノード １１５ａ、１１６ａ 出力端子 １１７ 変圧器 １１８ １次巻線 １１９ ２次巻線 １２０ タップ １２１、１２２、１２３、１２４ ダイオード １２５ ツェナーダイオード １２６ スイッチ １２７ ベース １２８ トランジスタ １２９ 抵抗
気外科手術器具の斜視図である。 【図２】図２は、出願人の研究で観察された組織インピ
ーダンスと温度の模式図である。 【図３】図３は、本発明の実施例の電源と典型的な公知
の電源との電気的出力特性の比較を示す図である。 【図４Ａ】本発明の装置と共に使用するのに適切な二極
電気外科手術用鉗子の側面図である。 【図４Ｂ】本発明の装置と共に使用するのに適切な二極
電気外科手術用鉗子の断面図である。 【図５】図５は、本発明の装置と共に使用するのに適当
な二極グラスパーの斜視図である。 【図６】図６は、本発明に従った定電圧電源の好ましい
実施態様のブロック図である。 【図７】図７は、本発明にしたがった定電圧電源のため
の変調回路の好ましい実施態様の簡略化した回路図であ
る。 【図８】図８は、図７の変調回路の第１の実施態様の詳
細な回路図である。 【図９】図９は、図７の変調回路の別の実施態様の詳細
な回路図である。 【図１０】図１０は、いくつかの公知の電源と共に使用
し、本発明に従ってこれらの装置から電力プロファイル
を生成するための、改良型装置の回路図である。 【図１１】図１１は、図１０の改良型装置から得られた
入力と出力の電圧波形の比較を示す図である。 【符号の説明】 １０ 装置 １１ メス １２ ハサミ １３ グラスパー １４ 電源 １５ ケ−ブル ２０ 二極鉗子 ２１、２２ 支持部材 ２３ ピボット ２４ ハンドル ２５、２６ 末端 ２７ 端子 ２８、２９ 電極部分 ３１ 絶縁被覆 ４０ グラスパー ４１、４２ 支持部材 ４３ 分岐部 ４４ 絶縁材料 ４５ ストップ ５０ 電源 ５１ 入力端子 ５２ 変調器 ５３ 発電機 ５４ 出力端子 ５５ インバータ ６０ スイッチ ６１ 電力供給ノード ６２ インダクタ ６３ 変調器出力 ６５ ダイオード ６６ スイッチノード ７０、９０ 変調器 １１０ クリッパ回路 １１１、１１２ 入力端子 １１３、１１４、１１５、１１６ ノード １１５ａ、１１６ａ 出力端子 １１７ 変圧器 １１８ １次巻線 １１９ ２次巻線 １２０ タップ １２１、１２２、１２３、１２４ ダイオード １２５ ツェナーダイオード １２６ スイッチ １２７ ベース １２８ トランジスタ １２９ 抵抗
─────────────────────────────────────────────────────
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(72)発明者 デニス ジェイ． デネン
アメリカ合衆国 オハイオ 43229 コロ
ンバス，ハースストーン アベニュー
6513
(72)発明者 フィリップ イー． イガーズ
アメリカ合衆国 オハイオ 43017 ダブ
リン，リザーブ ドライブ 5366
(72)発明者 ジョン ジェイ． ニトル
アメリカ合衆国 オハイオ 43081 ウエ
スタービル，ウルリー ロード 5380
(72)発明者 レイモンド シー． ラムジー
アメリカ合衆国 オハイオ 43214 コロ
ンバス，オーチャード レイン 120
(72)発明者 ロバート エフ． ショー
アメリカ合衆国 カリフォルニア 94108
サンフランシスコ，テイラー ストリー
ト 1750
Ｆターム(参考） 4C060 KK04 KK22
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 【請求項１】 手術中に組織の止血を生じさせるための
電極を有する電気外科手術器具と共に使用され、実質的
に負荷インピーダンスに依存しない実質的に一定な交流
出力電圧信号を該電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下で
１に近い波高率を有する電圧波形を供給する電源。
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