JP2010527674A - 電気外科手術システムおよび電気外科手術システム用電極集合体 - Google Patents

Abstract

ＲＦ（無線波）電力を発生させるための発生装置および電気外科手術用器具を持つ電気外科手術システムにおいて、器具は器具を識別するための測定可能なゼロ以外の値のパラメータを持つ受動的電気識別部品（１４）を含む。発生装置が持つセンシング回路（２４）は、第２の電気部品（３８）、ステップ変化電圧を与える信号源（３６）、および識別部品と第２の電気部品の結合の一過性応答を検出するための信号検出器（４６、４８）からなり、検出器の出力信号はパラメータ値を指示して、それにより器具が発生装置に接続されると器具を自動的に識別するように構成されている。また開示された電極集合体は、識別部品がメモリを含むデジタルデバイスに関連付けられており、器具は識別部品によって相互接続された接点対を持ち、発生装置からデジタルデバイスへの電力供給および／またはデジタルデバイスのデータ出力部からのデータを伝達する働きをする。
【選択図】図２

Description

この発明は、ＲＦ（radio frequency：無線波）電力を発生させるための無線波（ＲＦ）発生装置、および典型的には発生装置から分離可能なハンドピースの形状の外科手術用器具を有する電気外科手術システムに関する。またこの発明は、電気外科手術用ＲＦ発生装置に接続可能な電気外科手術用器具の一部または全体を構成する電極集合体に関する。

このような電気外科手術システムは米国特許第６，０７４，３８６号（Goble et al.）により公知である。このシステムでは、発生装置が第１のユニットの一部を形成し、電極集合体が第２のユニットの一部を形成しており、ＲＦ電力が電極集合体に伝達できるように第２のユニットは第１のユニットに接続、分離可能になっている。第２のユニットはキャパシタを含んでおり、そのキャパシタンス（静電容量）は電極集合体の特徴を指示する値になっている。発生装置はインダクタンスを備えるセンシング回路を含み、前記インダクタンスは第１のユニットが第２のユニットに接続されたときに共振回路を形成し、その共振周波数は前記静電容量値によって決まるようになっている。発振器の一部を形成するようにこの共振回路を設けることにより、電極集合体の上記特徴を指示する周波数を持つ交流信号を発生させることができる。この場合、発振器の出力信号がコントローラに送り込まれ、発振器信号に応答して、指示された電極集合体の特徴に一致するように発生装置の出力を調整する。そして異なる特徴を持つ異なる電極集合体に、異なる静電容量値のキャパシタを装着したものを配備し、電極集合体が発生装置に装着されたとき、発生装置が自動的調整によりその電極集合体に正しい出力を供給できるようにされている。

米国特許第６，０７４，３８６号

本発明の目的はより融通性の高い(versatile)識別および補助データ情報システムを提供することである。

本発明の第１の局面では、電気外科手術システムは、ＲＦ（無線波）電力を発生させる発生装置を含む第１のユニット、および発生装置に関連付けられる電気外科手術用器具の少なくとも一部を包含する第２のユニットを含み、この第２のユニットはＲＦ電力が第２のユニットに伝達できるように第１のユニットに電気的に接続、分離可能とされており；
ここで前記第２のユニットは、第２のユニットを識別するための測定可能なゼロ以外の値のパラメータを持つ受動的電気識別部品を含み；
前記第１のユニットは、第２の電気部品、ステップ変化電圧を与えるように設けられた信号源、および信号検出器を包含するセンシング回路含み、前記第２の電気部品は第２のユニットが第１のユニットに接続されたときにその識別部品との結合回路を形成し、前記信号源および信号検出器は、信号源からステップ変化電圧が供給されることによりパラメータ値によって決まる結合回路の一過性応答が発生し、検出器がその一過性応答の特徴を検出してパラメータ値を指示する検出器出力信号を発生させるように構成されており、さらに第１のユニットは、検出器出力信号を受信するためにセンシング回路に接続されたコントローラを含んでいる。

前記コントローラは検出器出力信号に応答してユニットを識別するように、および／または検出器出力信号に応答して発生装置の出力を調整して第２のユニットに適合させるように構成されている。好ましくは受動的電気識別部品はキャパシタンスであり、第２の電気部品はインダクタンスであり、このインダクタンスは第２のユニットが第１のユニットに接続されたとき前記識別部品とともに共振回路を形成し、信号源および信号検出器は、ステップ変化電圧により共振回路に前記パラメータ値によって決まる周波数の共鳴が起こり、検出器がその共鳴の特徴を検出して検出器出力信号を発生するように構成されている。

検出器によって検出された応答は一過性であるため、第１および第２のユニット間で、他の信号の通過が許容される。例えば、第２のユニットは情報を蓄積したメモリーを持つデジタルデバイスを含んでいてもよく、その情報はまた発生装置を調整するためにも使うことができ、または使用者への情報を提供するために使うことができる。典型的には、デジタルデバイスは電気外科手術用器具の使用限度の情報を蓄積しており、器具が使われるとこの情報は最新状態に更新され、これにより例えば、一旦予め定められた使用限度に達すると、発生装置の運転を禁止することができる。信号の交換がデジタルデバイスと発生装置内のコントローラとの間で起こってもよく、これによりコントローラに含まれたソフトウェア命令を最新状態に更新し、新しく導入された電気外科手術用器具に発生装置を対応させ、または推奨される操作パラメータを器具の現在の範囲に関連して調整することができる。

信号検出器は共鳴周波数を検出し、または共振回路によって形成される共鳴波形が予め定められた基準レベルと交差する第１および第２の時点の間隔を検出するように構成されてもよい。典型的には、検出器は共鳴を２値信号に変換するコンパレータ、およびこのコンパレータに連結されて２値信号のパルスを数えるように構成されたカウンタを含む。検出器はコンパレータに連結されたパルス幅計測装置を含み、これにより二値信号としての少なくとも１つのパルス幅からなる指示信号を発生するようにしてもよい。どちらの場合も、検出器出力信号は第２のユニット内のキャパシタの静電容量値を指示し、発生装置を調整するために用いることができる。

別の実施形態では、第２の電気部品は抵抗であって、第２のユニットが第１のユニットに連結されたとき抵抗−キャパシタンス（ＲＣ）結合を形成し、その結合はキャパシタンスの値によって決まるＲＣ時定数を持っている。この場合、信号源および信号検出器は、ステップ変化電圧により抵抗−キャパシタンス結合において単調時変電圧が発生し、検出器が、例えば時変電圧の変化率などを指示する検出器出力信号を発生させるように構成することができる。

好ましい実施形態としては、第１のユニットおよび第２のユニットは、それぞれＲＦ電力を発生装置から器具へ伝送するための相互に結合するＲＦ電力伝導接点の対を持っており、ここで器具が発生装置に接続されたときそれぞれ対の一方の接点は、（ｉ）発生装置に器具を識別させるように一過性応答を形成するために用いられる信号源と、（ii）器具内の電気識別部品との間に、信号経路の一部を形成する。従って、ＲＦ電力伝導経路と、上記結合回路もしくは共振回路とは、第１ユニットおよび第２ユニットのそれぞれに共通接点を持っている。

特に有利な構成としては、第１および第２のユニットはそれぞれ第１の接点セットおよび第２の接点セットを持ち、これらは第２のユニットが第１のユニットに接続されたとき相互に結合される。第１の接点セットは一対の接点を含み、これらの接点は識別キャパシタによって相互に接続され、またデジタルデバイスに接続されて、発生装置からデジタルデバイスへ電力を供給し、またはデジタルデバイスから発生装置へデータを伝達し、適切
ならば逆もまた可能とされている。第１のユニット内の信号源は典型的に第１セットの一対の接点間にＤＣ電位を適用するように操作可能であり、これら一対の接点は前記第２のユニット内の一対の接点に結合されてデジタルデバイスに電力を供給するように構成される。さらに信号源および信号検出器はそれぞれ照合パルスを発生させるように操作可能とされ、その間第１のユニットから第２のユニットのデジタルデバイスへの電力供給が遮断される。照合パルスは方形波が好ましいが、他の形状、例えばインパルスまたはスパイクでも良い。照合パルスは少なくとも上記ステップ変化電圧を構成する第１のエッジ部を含んでいて一過性応答を引き起こすものでも良く、その一過性応答の特徴は第２のデバイスへの電源供給が遮断されている間に検出される。デジタルデバイスからのデータは、照合パルスの終了後にのみ、発生装置に伝達されるようにしてもよい。このようなことはデジタルデバイスの設定および接続により、照合パルスの末端を検出して、その検出に対する応答としてデジタルデバイスから発生装置へ（必要ならば逆方向に）データ出力できるように構成することにより達成される。

第２のユニットは２以上の受動的電気識別部品、例えば２以上のキャパシタを持ち、それぞれ第２の接点セットにおけるそれぞれの対間に接続されている。この場合、デジタルデバイスの設定およびこれら接点対群に対する接続は、デジタルデバイスがある１個の対を経由して電力を供給され、別の１個の対を経由してデータを出力するように構成してもよい。あるいはデジタルデバイスは、第２のセット内で共通の接点対を経由して電力供給を受け、およびデータを出力することの両方を行ってもよい。

本発明の別の局面では、電気外科手術システム用電極集合体は、
少なくとも１個の組織処置電極；
前記集合体をシステムの別の部分へ取り外し可能に固定するためのマウント部；
前記システムの別の部分に関連付けられたセンシング回路における第２の電気部品と結合回路を形成するように構成された受動的電気識別部品であって、その識別部品は電極集合体を指示する測定可能なゼロ以外のパラメータを持つ受動的電気識別部品；
メモリーを含むデジタルデバイス；および
前記システムの別の部分に、接点を結合させるための接点セットを含み；
ここで前記接点セットは一対の接点を含み、これらの接点は識別部品によって相互に接続され、またデジタルデバイスにもまた接続されて、
（ａ）前記システムの前記別の部分からデジタルデバイスの電源供給端子まで電源を供給すること、および
（ｂ）デジタルデバイスのデータ出力から前記別の部分までデータを伝達すること、
の少なくとも１つを行う。電極集合体は典型的に単極、二極または三極の集合体であり、図面および下記の記述では２個の電極を持つ二極集合体を用いた本発明の使用法が示され、その電極の一方は識別部品によって相互に接続された一対の接点の一方と連結され、これによりその接点はＲＦ電力伝送回路として、および識別部品を含む識別回路としての二重の用途を果たす。

本発明の改良型として、ＲＦ電力伝送および識別回路の達成は共通の接点対を経由して実行されるシステムを含んでもよい。デジタルデバイスは組込クロックを用いる自己クロック式でもよく、例えばマンチェスタ非ゼロ復帰符号化方式(Manchester non-return to zero encoding)が用いられる。

好ましい実施形態として、第２のユニットは、ハンドピース形状の電気外科手術用器具と、上記第２の接点セットを包含するコネクタとを含み、これらのコネクタおよびハンドピースは多軸ケーブルによって相互に接続され、識別キャパシタまたはキャパシタ群はコネクタ本体に配置されている。デジタルデバイスが含まれる場合には、これはコネクタ本体の中に同様に収容されてもよい。第１のユニットおよび第２のユニット間の接続インタ
ーフェースは、電気外科手術用ユニットと電気外科手術用発生装置との間にあり、発生装置は１個以上のコンパレータを含み、ステップ変化電圧の適用によりそれぞれの結合回路または共振回路に生じる一過性応答を処理する。

しかしながら、接続インターフェースは電極集合体との間にあってもよく、この電極集合体はハンドピース本体から取り外し可能とされ、キャパシタまたはキャパシタ群、および／またはデジタルデバイスは電極集合体内に収容されている。

本発明による電気外科手術システムを示す概略図である。 電気外科手術用器具および識別回路構成を示す回路図であり、受動的電気識別部品を含む電気外科手術用器具の接続に応答して、電気外科手術用発生装置が調整されるように構成されている。 図２の回路構成における３波形１セットの波形図である。 電気外科手術用器具の一部を形成するコネクタの回路図であり、それ自身図１の電気外科手術システムの一部を形成する例である。 図１および４におけるコネクタの詳細な回路図であり、図１のシステムの電気外科手術用発生装置の一部とともに示されている。 図５に示された回路構成の作用を示す波形図であり、識別部品は予め選択した第１のパラメータ値を持つ例である。 図５の回路構成の作用を示す波形図であり、識別部品は予め選択したより小さい第２のパラメータ値を持つ例である。 本発明による他の電気外科手術システムの部分の回路図である。 本発明による更に他の電気外科手術システムの部分の回路図である。 本発明による第４の電気外科手術システムの部分の簡略化した回路図である。 図１０の簡略化した回路の作用を示す１セットの波形図である。 本発明による更に他の電気外科手術システムを示す詳細な回路図であり、図１０に示された回路構成の原理に基づいている。

以下、本発明は上記の図面を参照し、実施例について説明する。

図１において、本発明による電気外科手術システムは、電気外科手術用発生装置の形で無線波電力を発生させるように構成された第１のユニットと、電気外科手術用器具の形でペンシルグリップハンドピース１２を持つように構成された第２のユニットとを含んでいる。ハンドピース１２は電極集合体、ハンドピース本体１２Ｂ、およびコネクタ１２Ｃを包含しており、このコネクタ１２Ｃはケーブル１２Ｄによってハンドピース本体および電極集合体に連結されている。コネクタ１２Ｃの内部には、２個の受動的電気識別部品１４Ａ、１４Ｂが収容されており、この例ではこれらはキャパシタである。コネクタ１２Ｃは多接点プラグであり、発生装置１０上の多接点ソケット１６と結合することにより、器具１２が発生装置に着脱可能に接続できるようになっている。

本発明のこの実施形態では、電極集合体１２Ａは二極集合体であり、２個の組織処置用電極１８を持っている。しかしながら、集合体は単一または多数の電極要素を含んでいてもよく、言い換えれば、単極、三極または多数極の電極集合体群でもよい。図示された実施形態では、電極１８は個別の導電体により、ハンドピース本体１２Ｂおよびケーブル１２Ｄを通して、プラグ１２Ｃ内の個別の接点対（図１には図示なし）に接続されている。
キャパシタ１４もまたプラグ１２Ｃ内の個別の接点対（図１には図示なし）に接続されている。

発生装置はＲＦ（無線波）発振器１９を含むが、そのＲＦ出力ライン２０の対はＲＦエネルギーを、ソケット１６を経由して器具のプラグ１２Ｃ内のＲＦ電力接点に送り、二極電極１８にエネルギーを与えるようになっている。ＲＦ発振器１９はユーザインタフェース（図示なし）に接続されたコントローラ２２によって制御される。このコントローラには電極識別回路が連結され、この電極識別回路はソケット１６への接続部２６を持ち、キャパシタ１４Ａ、１４Ｂに接続できるようにされている。器具１２が発生装置１０に連結されたとき、電極識別回路２４はキャパシタの値を測定するために用いることができ、このとき検出器出力信号はライン２８によってコントローラ２２へ伝達され、キャパシタ１４Ａ、１４Ｂの値に応答してＲＦ発振器１９を制御するようにされている。注目すべきことは、異なる器具１２に異なる値のキャパシタ１４を設けることにより、キャパシタの値が器具１２の識別のために用いることができ、それによって器具が接続されたとき、発生装置のＲＦ出力をそれぞれ個々の器具に適合するように調整できる。この範囲で、システムは大まかには上記米国特許第６，０７４，３８６号に記載されているように操作される。米国特許第６，０７４，３８６号はその記述の全体が参考文献として本願に援用される。

本発明のシステムによるキャパシタの値の測定は、図２の簡略化された回路図および付随する図３の波形図を参照して以下に記述される。

図２において、電気外科手術用器具１２（電極集合体の形で２つの電極１８を持つ）は接点セット３０を持ち、このうち２個の接点はＲＦ電力接点（３０Ａ、３０Ｂ）の対を構成し、これらは器具の電極１８に連結されている。識別キャパシタ１４は一方のＲＦ電力接点３０Ｂおよび接点セットの第３の接点３０Ｃの間に接続され、電極１８およびキャパシタ１４は１つの共通接点３０Ｂを共有するようになっている。発生装置側では、電極識別回路は信号源３６を含み、そのタイミング入力部３６Ａはコントローラに接続されている。信号源３６は照合パルスを一対の信号源出力ライン３６Ｂ間に発生させるように構成される。信号源３６とキャパシタ１４間には、電気部品としてのインダクタンス３８が直列に接続されている。インダクタ３８の下流（downstream）には減衰抵抗４０が分路接続されている。

発生装置は接点セット４２を持ち、それらの接点は図示の通り、器具１２の接点３０と結合するようにされている。ＲＦ発振器１９（図２には図示なし）からの出力ライン４４は接点４２Ａ、４２Ｂと連結しており、それらは器具１２が発生装置に接続されたとき、器具１２の接点３０Ａ、３０Ｂと結合して、電気外科手術用ＲＦエネルギーが電極１８に伝達されるように構成されている。発生装置上の第３の接点４２Ｃはインダクタ３８を経由して信号源３６の出力ライン３６Ｂの一方に接続される。接点４２Ｂは器具の接点３０Ｂと結合して、キャパシタ１４および一方の電極１８に対する共通接点として機能しており、このため接点４２ＢはＲＦ発振器の出力ラインだけでなく、信号源３６の他方の出力ライン３６Ｂにも接続されている。

器具１２が発生装置に接続されたとき、器具内のキャパシタ１４および識別回路２４内の直列インダクタンス３８は共に直列共振結合回路を形成し、その共振周波数はキャパシタ１４およびインダクタ３８の値によって決定されることは注目される。キャパシタ１４は、それが含まれる器具１２に対応して一意的に決まる異なる値を持っているので、共振周波数によって器具１２が識別される。

インダクタ３８とキャパシタ１４間の接続部にコンパレータ４６の一方の入力部が連結
され、コンパレータ４６の他方の入力部は基準電位電源Ｖ_ＲＥＦに接続されている。この基準電位は、キャパシタ１４とインダクタ３８によって形成される共振回路の他方のアーム（ここでは信号源のインダクタ３８に接続されていない方の出力ライン３６Ｂ）に関連付けて予め定められた電位である。コンパレータ４６は信号処理回路４８に接続される出力部を持ち、信号処理回路は同様にコントローラ２２（図１を参照）に出力部４８Ａを通して入力するようになっている。

注目すべきことは、信号源３６で発生する照合パルスの前方エッジ部により表される電圧のステップ変化が、キャパシタ１４およびインダクタ３８の共振結合に適用されたとき、共鳴信号がキャパシタ１４とインダクタ３８間の接合点で発生し、その共鳴が上記の共鳴周波数で生じる。並列抵抗４０が存在するため、共鳴信号の減衰は予測可能である。実際には、抵抗４０の値は、信号の共鳴の減衰率に対する効果を最小にし、しかしノイズの存在に対する効果を最大にするように選択されるが、その主な目的はＥＭＣ保護のため、および共振ネットワークの共鳴を予測可能な値に保持するためである。基準電位電源Ｖ_ＲＥＦの値は、照合パルスの期間中、共鳴信号が基準電位を数回横切るように選択され、これにより対応する二値信号がコンパレータ４６の出力部４６Ａに現れ、この二値信号は方形波であり、キャパシタ／インダクタ結合の共振周波数と等しい反復率を持つという効果がある。この実施例では、信号処理回路４８は連続する方形波のエッジ部間の間隔を測定し、それによって方形波信号のパルス幅および、これにより共鳴信号の期間を検出している。別の方法としては、信号処理回路４８は計数器を、コンパレータ４６からの出力信号の状態変化数を数えるように構成し、共鳴周波数または期間を決定する手段として用いてもよい。

照合パルスは図３の波形図（１）に示されている。共鳴信号は波形図（２）に示され、コンパレータ４６によって出力される方形波信号は波形図（３）に示されている。

注目すべきことは、キャパシタ１４およびインダクタ３８の共振結合の一過性応答を検出する方法は、共振結合を用いて米国特許第６，０７４，３８６号のように識別回路発振器の振動の周波数を決定する方法よりも、識別キャパシタ１４を発生装置１０の識別回路に連結する接点を、一過性応答の期間以外の時間に、別の目的に用いることを可能にすることである。言い換えれば、共振結合内でほんの短期間だけ振動を検知するので、以下に記載されるようなやり方で接続の共用が可能になる。

図２に関して上記に記載されているシステムでは、識別部品（キャパシタ１４Ａ、１４Ｂ）はコネクタ１２Ｃに収容されており、このコネクタ１２Ｃは器具１２の一部を形成し、発生装置１０に取り外し可能に接続されている。この実施形態では、発生装置１０が第１のユニットを構成し、器具１２の全体が第２のユニットを構成しており、接続インターフェースはプラグ１２Ｃとソケット１６の間に形成される。別の実施形態では、第１のユニットは器具本体であり、第２のユニットは消毒可能な器具部品（図示なし）であってもよい。従って、器具１２は取り外し可能な電極集合体１２Ａを持っていて、キャパシタはこの取り外し可能部の中に収容されていてもよく、この場合、識別目的の接続インターフェースは、プラグ１２Ｃとソケット１６間ではなく、器具１２の相互に分離可能な部分間に形成される。

図４において、本発明の好ましい実施形態として、コネクタ１２Ｃは２個の識別部品１４Ａ、１４Ｂ（例えば異なる値の２個のキャパシタが挙げられる）を収容する。２個のキャパシタンス値が等しい場合は、プラグの短絡などによるエラーまたは故障状態の表示装置として用いられる。コネクタ１２Ｃはまたデジタルデバイス５０を収容しており、デジタルデバイス５０はコネクタ１２Ｃ内のキャパシタ１４Ａ、１４Ｂと同じ接点を通して動作する。この場合、コネクタ１２Ｃは４個の接点を含む接点セット３０を持ち、そのうち
の２個の接点３０Ａ、３０ＢはＲＦ電力のために用いられてライン５２Ａ、５２Ｂと連結しており、ライン５２Ａ、５２Ｂはコネクタを通してケーブル１２Ｄおよび電極１８（図１を参照）に至る。この場合、キャパシタ１４Ａ、１４Ｂの両方とも、一方の端子がＲＦ電力の一方の接点３０Ｂに接続され、他方の端子はそれぞれ識別接点３０Ｃ、３０Ｄに接続されている。しかしながら、これらの識別用接点３０Ｃ、３０Ｄはまたデジタルデバイス５０に関連する機能のためにも用いられる。図４からわかるように、デジタルデバイス５０は、中間回路５６を経由して識別用接点３０Ｃに連結する電源ライン５４、および第２の中間回路６０を経由して識別用接点３０Ｄに連結するデータ出力部５８を持つ。デジタルデバイス５０のローカル０Ｖ信号および電力復路用端子６２はライン５２Ｂに連結され、それによって接点３０Ｂを器具の電極だけでなく、第１キャパシタ１４Ａとも共用する。

コネクタ１２Ｃの回路構成は、発生装置の部分を形成する識別回路構成とともに、図５に詳細に示されている。

図５では、図４に示されているように、識別部品であるキャパシタ１４Ａ、１４Ｂは、共通ライン５２Ｂをコネクタ１２Ｃ内に持ち、これをＲＦ電力伝送回路と共用している。このラインは発生装置のこの部分に対して０Ｖの基準値となっている。実際には、アイソレーションバリアが国際標準に準拠するように実装され、これは発生装置の部品がローカル０Ｖの基準点をもつという効果がある。この実施形態では、デジタルデバイス５０はＣＭＯＳマイクロコントローラＰＩＣ１２Ｆ６８３であり、これはマイクロチップテクノロジー社（Microchip Technology, Inc）から入手可能である。これに代わるデジタルデバイスとしては、ＥＥＲＯＭ、ＣＰＬＤ（complex programmable logic device：複合プログラマブル論理素子）またはゲートアレーなどがある。ＰＩＣ１２Ｆ６８３は、読込および書込可能な２５６バイトのＥＥＲＯＭを持つとともに、プログラムフラッシュメモリを持っており、このプログラムフラッシュメモリは発生装置に転送される値を含むことができる。それはまた３個のピンを持ち、追加のデバイス（Ｉ２Ｃ ＥＥＲＯＭＳ、ＰＩＣまたは１−ｗｉｒｅ ｉＢｕｔｔｏｎデバイス）をデイジーチェーン方式で接続するために用いることができる。電源ピン５０−１、５０−８（Ｖ_ＤＤ、Ｖ_ＳＳ）は別として、デジタルデバイスのピンはそれぞれ異なる機能を実行するようにプログラミングすることが可能である。例えばピン５０−２（ＧＰ５／Ｔ１ＣＫＩ／ＯＳＣ２）は、外部クロック信号を受信したり、または内部クロックを有効にするパルスを受信するように構成することができる。後者の機能が本実施例では同ピンに割り当てられている。ピン５０−３（ＧＰ４／Ｔ１Ｇ／ＯＳＣ２）は発生装置からデータを受信する入力部として構成され、ピン５０−４（ＧＰ３／ＭＣＬＲ）は発生装置へデータを送るデータ出力部として構成されている。デジタルデバイス５０のその他のピンは以下のように設定される。５０−５（ＧＰＳ２／Ｔ０ＣＫＩ／ＩＮＴ／ＣＯＵＴ）、５０−６ (ＧＰ１／ＣＩＮ−)、５０−７ (ＧＰ０／ＣＩＮ＋)。本発明の好ましい構成では、デジタルデバイス５０は器具の識別用と共用の接点を通して電力供給されるが、その接点はこの実施例では、第１の識別キャパシタ１４Ａによって相互に接続されているピンである。データは、第２の識別キャパシタ１４Ｂを発生装置内の識別回路構成に接続する接点（３０Ｄ）を経由して出力される。中間部品がデジタルデバイスと両キャパシタとの間に含まれている。特に、デジタルデバイス５０はＩＤライン６４から、電圧調整および整流ステージを経由して電力が供給されるが、その電圧調整および整流ステージは直列抵抗６５、分路ツェナーダイオード６６および直列整流ダイオード６８を含んでいる。電源ライン５４は分路キャパシタ７０によって平滑化される。データ出力部５０−４からのデータは、スイッチ７２として用いられている半導体デバイスに入力される。この半導体デバイスはこの例ではＦＥＴデバイスであるが、ＮＰＮ型トランジスタでもよい。半導体スイッチは第２のＩＤキャパシタ１４Ｂの両端に連結されていて、データ出力部５０−４がロジックハイ(logic high)であるときに、第２のＩＤライン７４を接地に効果的に短絡させるようになっている。スイッチ７２がオフのと
き、ダイオード７６はキャパシタ１４Ｂをデジタルデバイスから切り離し、共振ネットワークで発生する負電圧がスイッチ７２の両端にかかるのを停止するとともに、ＦＥＴスイッチ７２が直列共振ネットワークを減衰させるのを停止する。第２のＩＤラインは付加的に直列抵抗を経由してデジタルデバイス５０のピン５０−３に接続されている。バッファ８０は限定された能力のもとに電流を供給し、それによりスイッチ７２がそれらを短絡させる動作に、損傷なしに耐えることができる。

発生装置内の識別回路構成２４は２個の一過性信号センシング回路を持ち、それぞれは概略的には図２について上述されたように構成されている。付加的な構成として、コンパレータ４６Ａ、４６Ｂの基準電位を接地電位に設定し、さらに両センシング回路に対して共通信号源３６を使用している。この信号源はインダクタ３８Ａ、３８Ｂに個別のバッファ８０を介して連結される。通常はＩＤライン６４、７４に接地電位よりも高い電力を供給することにより、デジタルデバイス５０には上述の調整回路構成６４〜７０を経由して電力を供給し、またデータ出力スイッチ７２の両端間に電圧を維持する。

信号源３６で発生する照合パルスは負パルスである。照合パルスの前方エッジ部を構成する電圧のステップ変化は、２個の共振回路すなわち、キャパシタ１４Ａとインダクタ３８Ａ、ならびにキャパシタ１４Ｂとインダクタ３８Ｂから形成される２個の共振回路にそれぞれ共鳴を引き起こす。上述したように、コンパレータ４６−１および４６−２は、共鳴信号をそれぞれのケースにおいて個別の２値信号に変換して、ライン４６Ａ−１および４６Ａ−２に出力し、さらなる処理を行う。この処理は、本実施例では、それぞれのケースでの共鳴波形におけるゼロ点交差部間のそれぞれの時間間隔を計測して共鳴信号の期間を決定し、これによりキャパシタ１４Ａ、１４Ｂの値を決定することを含む。好ましくはこの測定機能は、発生装置内の信号源３６を含む要素群（示されていない）によって実行される。これら測定用要素群は独立したロジックデバイス、例えば７４シリーズのロジックデバイスであってもよく、またはファームウェア、例えばＣＰＬＤの中のファームウェア、あるいはマイクロプロセッサ内のソフトウェアであってもよい。２個の共振回路の共鳴は、照合パルスの期間中、すなわちバッファ８０の出力が低い期間中に発生する。照合パルスの末端部では、後方エッジ部がデジタルデバイスによりクロックイネーブル入力部５０−２で検出され、そしてデジタルデバイス５０への電力供給（ピン５０−１および５０−８を通じて供給される）が再開される。供給ライン５４上の供給電圧は、照合パルスによって引き起こされた遮断中、平滑化キャパシタ７０により維持される。

この実施形態において、識別キャパシタ１４Ａ、１４Ｂの値は異なり、それぞれこれらのキャパシタが構成要素となる電気外科手術用器具によって決まる２００ｐＦないし２２０ｎＦの範囲内で選択された値である。インダクタ３８Ａ、３８Ｂはそれぞれ３０ｍＨである。これにより２ｋＨｚないし６３ｋＨｚの範囲の電位共振周波数が得られる。照合パルスの長さは１ｍｓ、すなわち最も低い周波数の共鳴信号における期間の２倍（上記範囲における最も高いキャパシタ値に相当する）である。この回路の変形例では、照合パルス幅は最も低い周波数の共振信号における期間の２分の１であってもよい。

センシング回路の操作は図６および図７に図示されている。図６において、照合パルスは負方向の方形波９０として観察される。パルスの開始点において、負方向の電圧ステップ変化がインダクタ３８Ａ、３８Ｂに適用されると、インダクタ３８Ａ、３８Ｂとキャパシタ１４Ａ、１４Ｂの接合点におけるＩＤラインの電圧は、トレース９２によって示されているように初期値５Ｖから低下し、それ以降は上述のように共振する。図６に示される第３のトレースはそれぞれコンパレータ４６−１、４６−２の出力の電圧を表し、それは共振信号９２が各ゼロ交差点で状態を変化させた方形波９４となっている。図６に図示された波形が作成されるのは、関連識別キャパシタが２００ｎＦの値を持つときである。理解できるように、ここでは４個のゼロ交差点が照合パルス期間中に生じており、連続する
ゼロ交差点間の間隔の１つ以上が個々のコンパレータ下流の処理回路構成によって測定される。照合パルス９０の末端部では、バッファ出力部８０は０Ｖから＋５Ｖに正方向のステップ変化を行い、その結果識別ラインは再度約＋５Ｖに設定されるが、図示されているように若干の共鳴が生じる。

キャパシタ１４Ａ、１４Ｂが低い値である場合には、識別パルスの期間中の共鳴サイクルは多くなるが、分路抵抗４０による減衰が生じる。２００ｐＦのキャパシタ値により発生する高周波振動の例が図７に示されている。減衰する共鳴信号、およびこれに対応するコンパレータ出力は再び、それぞれ符号９２および９４で示されている。

再び図５において、照合パルスの末端部における立ち上がりエッジ部をデジタルデバイス５０の入力部５０−２で検出すると、ＦＥＴデータ出力スイッチ７２をＯＮにする効果があり、これにより立ち上がりエッジ部検出の信号が発生装置の回路（第２のコンパレータ４６−２の出力ライン４６Ａ−２に連結されている）に送られる。実際には、信号源３６が負方向の照合パルスを出力し、共鳴信号パルス幅を計数して、第１の識別キャパシタ１４Ａの値を決める。もし第２のコンパレータ４６−２の出力ライン４６Ａ−２で応答が検出されない場合は、発生装置のマイクロプロセッサは、それに接続される器具がデジタルデバイス５０を持たず、単に識別キャパシタ１４Ａ、１４Ｂのみを持つと判定し、これにより第２のＩＤキャパシタを識別するための第２の負方向パルスを出力する。もし逆に応答があった場合は、マイクロプロセッサはさらに照合パルスまたはパルス群を出力して、第２共振回路１４Ｂ、３８Ｂにより発生する共鳴信号を計測するか、あるいはコンパレータ出力ライン４６Ａ−２をモニターして、デジタルデバイス５０からデータ出力部５０−４を通して供給される信号を検出することができる。第２のＩＤライン７４は２方向性であることが好ましい。発生装置内のマイクロプロセッサは信号源３６を、デジタルデバイス５０の例えば情報アドレスに情報を送るように使用することができる。これは第１ＩＤライン（クロックラインのように用いられる）上のパルスと同期してもよく、または本実施形態のように、あるいは非同期であってもよい（換言すればクロック符号化、例えばマンチェスタ符号化による）。第１のＩＤライン６４は、キャパシタ１４Ａを用いる識別のために第１パルスが用いられた後、第２のＩＤライン７４のデータ方向管理(data direction control)に用いることができる。後者の場合は、読取非書込用ラインとすることができる。デジタルデバイスがコネクタ１２Ｃ内に装備されている場合、データはマイクロプロセッサにより第２のＩＤラインに乗せることができる。第１のＩＤラインが書込ストローブ(write strobe)として用いられると、デジタルデバイスはデータを第２識別ラインから受け取って、それを内部ＥＥＲＯＭに転送し、またはカスケードピン５０−５から５０−７に送って外部メモリデバイスに蓄積する。変形例としては、情報伝達(communication)が確立し、自己クロッキングプロトコルが用いられると、データパケット内のスペース（時間領域に画定される）は発生装置からデジタルデバイスへのデータ転送に用いられる。

注目できるのは、ピン５０−３は入力部であって、デジタルデバイスによるＦＥＴスイッチ７２の動作の検証のために用いられることである。直列抵抗８２の存在により、共振ネットワークがデジタルデバイスの供給電源レベルよりも高い電圧を発生させたとき、ピンのデータ入力部５０−３への電流が制限される。

要約すると、上記図５に示された構成は、発生装置の特性を電気外科手術の性能の改善に適合させるために、電気外科手術用器具の一部を形成する識別キャパシタとして、その器具に特有の固有の値を持つキャパシタを用いるとともに、一方器具に収容されたデジタルデバイスからの情報を転送できるようにして、電気外科手術用発生装置の作用をさらに高めることを可能にする。デジタルデバイス５０にはメモリが含まれ、器具の製造者によって書き込まれた情報を記憶してもよいし、または器具使用中の情報を記憶してもよい。
その情報は発生装置の制御に用いられるパラメータを含んでいてもよく、また外科手術が始まる前に器具から転送されるものでもよい。情報は日付を含んでいてもよく、例えば製造日や発生装置内のソフトウェアのアップグレードに対するソフトウェアアップグレード情報などがある。加えて、情報は外科手術中に得られた値を含んでいてもよく、発生装置から器具に転送されるものでもよい。器具内に記憶された情報は任意の接続されている発生装置によって検査されてもよい。例えば、前の操作の間に記録された情報は、その操作後しばらくしてから発生装置によって検査されてもよい。そのような情報は操作の日付および経過時間を含んでいてもよく、これにより例えば使い捨て器具の多重使用を防止できる。

図８では、本発明による他のシステムにおいて、デジタルデバイスの電力供給およびデバイスからのデータ伝送は、ともに共通ＩＤライン６４および接点３０を経由して行われる。コネクタに供給されるデジタルデバイスへの電源は、この例では、照合パルスによってだけでなく、デジタルデバイス５０から出力されたデータによっても中断され、このときこの出力データはＦＥＴスイッチ７２を短絡させてＩＤライン６３を接地させる。この符号化スキームは、例えばマンチェスタ符号化（非ゼロ復帰）を用いる組込クロックに依存する。この実施形態では、ただ３個のコネクタピンが、（ｉ）ＲＦ電力の器具への伝導用、（ii）識別用および（iii）デジタルデバイス５０とのデータ交換用に必要とされるだけであることは注目される。

上記図８におけるシステムの変形として、図９に示されているように、識別およびデータ転送機能は、ＲＦ電力ラインと単一のコネクタ接点対を共用する。この例では、ＲＦ発振器１９は識別およびデータ転送に用いられるのと同じライン６４および同じ接点３０Ａに直接接続されている。ＲＦチョーク９０は器具内に、ＩＤライン６４と、デジタルデバイス５０への中間電源部品６４〜７０との間に直列に接続されている。第２ＲＦチョーク９２は発生装置内に、ＩＤライン６４と、コンパレータ４６の信号入力部と間に直列に接続されている。これらのチョークは識別部品を、ＲＦ発振器１８によって形成される高無線周波数電圧から保護する。ＲＦ発振器１８はコントローラ（図１）によってゲート制御され、識別信号が存在しないときにだけ活性化され、逆もまた同様とされる。

図１０に原理的に示されているように、発生装置に連結されかつ固有のキャパシタ値を持つ電気外科手術用器具の識別は、同様に抵抗−キャパシタンス結合を用いて行われる。この例では、信号源３６が正方向の照合パルスを形成して直列抵抗１００に適用するが、器具が発生装置に接続されたとき、抵抗１００が器具の識別キャパシタ１４に接続されて直列ＲＣ結合を形成する。抵抗１００およびキャパシタ１４はキャパシタ１４の値によって決まるＲＣ時定数を画定する。その結果として、ＩＤライン６４上の電圧の立上がりおよび減衰率はキャパシタの値によって変わる。前記実施形態と同様に、コンパレータ４６はＩＤライン６４上の電圧をモニターするために用いられる。この例では、ゼロでない基準電位がコンパレータ４６の基準入力に適用される。この基準電位は２．５Ｖ（すなわち信号源３６によって形成された電圧の半分の値である）、またはこれより若干高い値でもよいが、０Ｖから信号源電圧までの範囲内とされる。図１１の波形図には、それぞれ（Ａ）照合パルス、（ｂ）識別ライン６４上の電圧の立上がりおよび減衰、ならびにコンパレータ４６のライン４６Ａ上の出力が図示されている。これから理解できるように、コンパレータ４６は遅延時間として、照合パルスの開始時点と、照合パルス期間中における識別ライン６４上の電圧が、信号源３６によって出力された２個の電圧レベル（それぞれのレベルに関して計測されたものである）間の電位差に対して予め定めた割合に達した時点との時間差を測定するように用いられる。さらなる実施形態として、コンパレータの代わりにアナログ・デジタル変換デバイスを用いてもよい。この場合、電圧曲線(ramp)上の多数の点がデジタル化でき、それから所定の曲線方程式と比較して、期待した応答が存在するかどうかを検証できる。また変化率も読取値の違いから計算することができ、これからキ
ャパシタの値が算出される。

ＲＣ結合を用いるシステムのより詳しい回路図が図１２に示されている。このシステムは上記図５と類似のものである。図５のシステムと同様に、信号源３６は通常は第１識別キャパシタ１４Ａの両端間に電位差を形成し、デジタルデバイス５０に電力を供給しており、照合パルスは負方向のパルスになる。

さらなる改良型も可能である。例えば、接続インターフェースは図示された回路内で位置を移動させてもよく、これにより例えば、コンパレータ４６またはコンパレータ４６−１、４６−２が器具（「第２」のユニット）内に含まれるようにすることができる。

Claims (21)

1. ＲＦ（無線波）電力を発生させる発生装置を含む第１のユニット、および
   発生装置に関連付けられる電気外科手術用器具の少なくとも一部を包含する第２のユニットを含み、この第２のユニットはＲＦ電力が第２のユニットに伝達できるように第１のユニットに電気的に接続、分離可能とされており；
   ここで前記第２のユニットは、第２のユニットを識別するための測定可能なゼロ以外の値のパラメータを持つ受動的電気識別部品を含み；
   前記第１のユニットは、第２の電気部品、ステップ変化電圧を与えるように設けられた信号源、および信号検出器を包含するセンシング回路含み、前記第２の電気部品は第２のユニットが第１のユニットに接続されたときにその識別部品との結合回路を形成し、前記信号源および信号検出器は、信号源からステップ変化電圧が供給されることによりパラメータ値によって決まる結合回路の一過性応答が発生し、検出器がその一過性応答の特徴を検出してパラメータ値を指示する検出器出力信号を発生させるように構成されており；
   さらに第１のユニットは、検出器出力信号を受信するためにセンシング回路に接続されたコントローラを含み；
   このコントローラは検出器出力信号に応答して第２のユニットを識別するように構成されている電気外科手術システム。
2. 受動的電気識別部品はキャパシタンスであり、第２の電気部品はインダクタンスであり、このインダクタンスは第２のユニットが第１のユニットに接続されたとき前記識別部品とともに共振回路を形成し、信号源および信号検出器は、ステップ変化電圧により共振回路に前記パラメータ値によって決まる周波数の共鳴が起こり、検出器がその共鳴の特徴を検出して検出器出力信号を発生するように構成されている請求項１記載のシステム。
3. 信号検出器は共鳴周波数を検出するように構成されている請求項２記載のシステム。
4. 信号検出器は、共振回路によって形成される共鳴波形が予め定められた基準レベルと交差する第１および第２の時点の間隔を検出するように構成されている請求項２記載のシステム。
5. 信号検出器は共鳴を２値信号に変換するコンパレータを含む請求項３または４記載のシステム。
6. 信号検出器は、コンパレータに連結され、２値信号のパルスを数えるように構成されたカウンタを含む請求項５記載のシステム。
7. 信号検出器は、コンパレータに連結され、２値信号としての少なくとも１つのパルス幅からなる指示信号を発生するように構成されたパルス幅計測装置を含む請求項５記載のシステム。
8. 受動的電気識別部品はキャパシタンスであり、第２の電気部品は抵抗であって、第２のユニットが第１のユニットに連結されたとき抵抗−キャパシタンス結合を形成し、その結合はキャパシタンスの値によって決まるＲＣ時定数を持っており、信号源および信号検出器は、ステップ変化電圧により抵抗−キャパシタンス結合において単調時変電圧が発生し、検出器が時変電圧の変化率を指示する検出器出力信号を発生させるように構成されている請求項１記載のシステム。
9. 第１および第２のユニットはそれぞれ第１の接点セットおよび第２の接点セットを持ち、これらは第２のユニットが第１のユニットに接続されたとき相互に結合されるように配
   置され、ここで第２のユニットはメモリーを持つデジタル装置を含み、第１の接点セットは一対の接点を含み、その接点は識別キャパシタによって相互に接続されるとともに、デジタルデバイスに接続されて、第１のユニットからデジタルデバイスへ電力を供給し、またはデジタルデバイスから第１のユニットへデータを伝達するように構成されている請求項１ないし９のいずれかに記載のシステム。
10. 第１のユニット内の信号源は、第１セットの一対の接点間にＤＣ電位を適用するように操作可能であり、これら一対の接点は前記第２のユニット内の一対の接点に結合されてデジタルデバイスに電力を供給するように構成され、さらに信号源および信号検出器はそれぞれ照合パルスを発生させるように操作可能とされ、その間第１のユニットから第２のユニットのデジタルデバイスへの電力供給が遮断され、照合パルスは少なくとも第１のエッジ部を含んでいて一過性応答を引き起こし、その一過性応答の特徴を第２のデバイスへの電源供給が遮断されている間に検出する請求項９記載のシステム。
11. デジタルデバイスは、データを照合パルスの終了後に第１のユニットに伝達するように構成されている請求項９または１０記載のシステム。
12. デジタルデバイスは、照合パルスの末端を検出して、その検出に対する応答として第１のユニットへデータ出力するように設定および接続されている請求項１１記載のシステム。
13. 第２のユニットは２以上の受動的電気識別部品を持ち、それぞれ第２の接点セットにおけるそれぞれの対間に接続され、デジタルデバイスの設定およびこれら接点対群に対する接続は、デジタルデバイスがある１つの対を経由して電力を供給され、別の１つの対を経由してデータを出力するように構成されている請求項９ないし１２のいずれかに記載のシステム。
14. 第２のユニットは、デジタルデバイスに電気外科手術用器具の使用限度の情報を蓄積し、器具が使われるとこの情報は最新状態に更新されるように構成されている請求項９ないし１３のいずれかに記載のシステム。
15. 第１のユニットおよび第２のユニットは、それぞれＲＦ電力を第１のユニットから第２のユニットへ伝送するための相互に結合するＲＦ電力伝導接点の対を持っており、第２のユニットが第１のユニットに接続されたとき、それぞれ対の一方の接点は、発生装置内の信号源と、第２のユニット内の１個または全部の電気識別部品との間に、信号経路の一部を形成するように構成されている請求項１ないし１４のいずれかに記載のシステム。
16. コントローラは、検出器出力信号に応答して発生装置の出力を調整し、第２のユニットに適合させるように構成されている請求項１ないし１５のいずれかに記載のシステム。
17. 少なくとも１個の組織処置電極；
    前記集合体をシステムの別の部分へ取り外し可能に固定するためのマウント部；
    前記システムの別の部分に関連付けられたセンシング回路における第２の電気部品と結合回路を形成するように構成された受動的電気識別部品であって、その識別部品は電極集合体を指示する測定可能なゼロ以外のパラメータを持つ受動的電気識別部品；
    メモリーを含むデジタルデバイス；および
    前記システムの別の部分に、接点を結合させるための接点セットを含み；
    ここで前記接点セットは一対の接点を含み、これらの接点は識別部品によって相互に接続され、またデジタルデバイスにもまた接続されて、
    （ａ）前記システムの前記別の部分からデジタルデバイスの電源供給端子まで電源を供
    給すること、および
    （ｂ）デジタルデバイスのデータ出力から前記別の部分までデータを伝達すること、
    の少なくとも１つを行う
    電気外科手術システム用電極集合体。
18. ２個の電極を持ち、その電極の一方は識別部品によって相互に接続された一対の接点の一方と連結されている請求項１７記載の集合体。
19. デジタルデバイスは、前記接点の対を通して電力を供給され、前記接点の対上の照合パルスの検出に対する応答としてデータ出力部からデータ出力し、前記照合パルスがデジタルデバイスへの電力供給を遮断するように構成されている請求項１７または１８記載の集合体。
20. デジタルデバイスは、データを照合パルスの終了後に出力するように構成されている請求項１９記載の集合体。
21. ２以上の受動的電気識別部品を持ち、それぞれは集合体の接点セットにおけるそれぞれの対間に接続され、デジタルデバイスの設定およびこれら接点対群に対する接続は、デジタルデバイスがある１つの対を経由して電力を供給され、別の１つの対を経由してデータを出力するように構成されている請求項１７ないし２０のいずれかに記載の集合体。