JP2671966B2 - 電気手術器用の処理装置及びその使用方法 - Google Patents

電気手術器用の処理装置及びその使用方法

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Description

【発明の詳細な説明】 1.発明の分野 本発明は、電気手術器の出力エネルギに
応答して動作する回路に関するものであり、電気手術器
の出力エネルギは負荷の関数として変化するようにせね
ばならない。より詳しくは、本発明は、電流発生装置の
出力の指標となる様々なパラメータと、それらパラメー
タの調節とに関するものであり、それらパラメータを調
節するには、それらパラメータの信号に強調処理を施す
と共にそれら信号をアナログ形式からディジタル形式へ
変換して、プロセッサにそれら信号の評価を行わせ、し
かる後に、電流発生装置に接続したフィードバック・ル
ープを介してそれら信号を制御するようにしている。
2.開示の背景 電気手術器は、高周波電流発生装置とそ
れを制御するための制御装置とを備えており、それらを
用いて、高周波電気エネルギによる切開作用や凝固作用
を得るようにしている。また、その高周波電気エネルギ
は、切開作用や凝固作用を強化するために、例えばパル
ス形状の電気エネルギとしてある。手術に電気手術器を
使用する場合、術者はその電気手術器によって切開処置
を行うこともできれば、混合処置、つまり止血処置を伴
う切開処置を行うこともでき、更には純然たる凝固処置
を行うこともできる。手術の進行につれて、術者はそれ
ら様々な動作モードのうちから１つを選択したり、動作
モードの変更を行ったりするが、その選択ないし変更は
いずれも容易に行うことができる。いずれの動作モード
においても、所望の手術作用を得るためには患者へ供給
される電力を調節することが重要になる。必要以上の電
力が供給されると、体組織が破壊され、完治するまでの
期間が長引くことになる。必要量に満たない電力しか供
給されなければ、手術処置が不可能になる。従って、電
気手術器の電流発生装置から出力される電力を、手術処
置の対象をなす体組織の種類に応じて制御する必要があ
る。手術の進行につれて、様々な種類の体組織が現れて
くる。必要な電力は体組織の種類ごとに異なる。即ち、
体組織の種類によって頻繁に変化する体組織のインピー
ダンスに応じて、必要な電力も変化する。また、同種の
体組織であっても乾燥によってその負荷の大きさが変化
し、更には、電気手術器のツール（メス先電極）の位置
や大きさも負荷の大きさに影響を及ぼす。即ち、ツール
が体組織の中へ深く挿入されるにつれて、或いは、体組
織から引抜かれるにつれて、体組織はそのインピーダン
スが変化し、従って負荷の大きさが変化する。それゆ
え、良好な結果が得られている電気手術器の電流発生装
置にはいずれも、術者が必要としている電気手術作用を
制御するための、何らかの形の自動電力調節機構が組込
まれている。
市販されている電気手術器の電流発生装置に採用され
ている一般的な電力調節機構には２種類のものがある。
最も広く採用されている種類の電力調節機構は、その電
流発生装置を接続した交流電灯線から、その電流発生装
置の直流電源回路へ供給されている電力を制限すること
によって、その直流電源回路を制御する方式のものであ
る。フィードバック制御ループがその直流電源回路の出
力電圧を目標値である設定値と比較することによって、
調節が行われるようにしている。市販されている電気手
術器の電流発生装置に採用されているもう１つの種類の
電力調節機構は、高周波増幅回路の利得を制御する方式
のものである。アナログのフィードバック制御ループ
が、高周波増幅回路の出力電力を目標電力レベルと比較
することによって、その出力電力の、目標電力レベルへ
の調節が行われるようにしている。現在広く一般的に使
用されている電流発生装置は、これらの方式によって出
力の調節を行っているが、負荷へ供給されている高周波
出力電力をディジタル方式で測定してその測定結果に従
って制御を行うというものではない。電流発生装置がフ
ィードバック制御されている場合でも、その制御は高周
波出力電圧を一定値に維持するための制御に過ぎず、そ
のような制御を除けば、電流発生装置の殆どは開ループ
方式で動作させられており、即ちフィードバック制御は
なされていない。
更に詳しく説明すると、米国特許第3964487号、同第3
980085号、同第4188927号、及び同第4092986号には、負
荷インピーダンスが増大するにつれて出力電流が減少す
る回路が備えられている。これらの特許においては、出
力電圧を一定値に維持することによって、負荷インピー
ダンスの増大と共に電流が減少するようにしている。同
様に、米国特許第4126137号では、電力レベル基準信号
と、電気手術器の検出電流と検出電圧との積とを比較し
て得られたフィードバック信号に、非線形補償回路を適
用することによって、電気手術器の電力増幅回路を制御
するようにしている。
公知となっている様々な種類の高周波電力調節機構
は、それなりの成功を納めてはいるものの、それらのい
ずれにも何らかの不都合な性質が付随していた。不都合
な性質のうちの１つは、調節の応答時間に関するもので
あった。手術の実行中に現れる様々な種類の体組織に付
随するインピーダンスは大きく変動することがある。イ
ンピーダンスの大きい体組織からインピーダンスの小さ
い体組織へ移行する際には、電気手術器の電流発生装置
がインピーダンスの小さい体組織に適合するレベルまで
出力電力を減少させるより早く、そのインピーダンスの
小さい体組織を不必要に破壊して損傷してしまうおそれ
がある。同様に、インピーダンスの大きな体組織が現れ
た場合には、電流発生装置の出力電力が、一時的に、術
者が意図している手術作用を正確に発生させ続けるには
不適当なレベルになるおそれがある。従って手術の実行
が困難または不可能になる。この問題を認識したのが米
国特許第4658819号であり、同米国特許においては、負
荷へ供給される電力が、直流電源回路の出力電圧と、そ
の負荷の大きさとの、関数となるようにしており、負荷
の大きさは、負荷の電圧と電流とを検出する電圧センサ
及び電流センサによって測定するようにしている。ま
た、マイクロプロセッサが、それらの検出信号をディジ
タル化して、負荷インピーダンスの大きさと負荷に実際
に供給されている電力とを算出するようにしている。そ
のため、このマイクロプロセッサのコントローラは、電
流発生装置が動作している間中、測定、計算、及び補正
のプロセスを約20ミリ秒ごとに１回ずつ反復して実行し
ている。
従来の電気手術器の電流発生装置に付随している高周
波出力の電力調節に関係したもう１つの問題として、そ
の電流発生装置が、中間的なインピーダンス領域で電力
の伝達量が最大になるように設計されているということ
に起因する問題がある。一般的な増幅回路と同様に、電
気手術器の電流発生装置もまた、その内部インピーダン
スとその電流発生装置に接続されている出力負荷インピ
ーダンスとが等しいときに、電力の伝達量が最大にな
る。一般的に、負荷インピーダンスが大きくなると、比
較される負荷インピーダンスと内部インピーダンスとの
差が大きくなるため、電力の供給量は低下する。この電
力の供給量の低下を補償するために、術者のうちには、
初期電力設定値を必要以上に高いレベルに設定する者も
いる。この場合、切開位置がインピーダンスの大きな体
組織の部分を通り過ぎたならば、出力電力設定値が過大
のままであることから、体組織が破壊されたり、意図し
ない手術作用が発生したりすることになる。例えば、切
開の開始位置では、死滅した細胞の割合が比較的大きい
皮膚組織を切開することになるが、この皮膚組織は皮下
にある他の体組織の細胞と比べて水分含有量が非常に少
なく、即ち表皮はその下の体組織と比べてインピーダン
スが大きい。切開の開始位置では電力設定値を大きくし
ておく必要があるが、切開を開始した後には電力を減少
させる方が良好な結果が得られるのである。市販されて
いる電気手術器の電流発生器を使用した場合には、切開
の開始位置での切開深さが意図した以上の深さになるこ
とがしばしばあるが、その原因は、供給電力が過大であ
るために、活性電極、即ちメス先電極が、術者が意図す
る以上に深く切開してしまうことによるものである。術
者としては、切開深さが、制御された深さとなることを
望んでおり、その制御された深さにおいて手術を行いた
いと考えている。ところが必要以上の電力が供給される
ような電力調節が行われると、切開部位によってはその
切開深さが深くなり過ぎ、好ましくない出血を生じさせ
ることになる。そのため非常に多くの術者が、切開の開
始位置においては、電気手術器の電流発生装置に接続し
た活性電極である電気メスを使用せず、通常の刃物のメ
スを使用する方がよいとしている。
入手可能な電気手術器の電流発生装置に付随している
高周波出力の電力調節に関係した更にもう１つの問題と
して手術処置をまさに開始しようとするそのときに、回
路が開いた状態であるために火花が発生するという問題
がある。電気手術器を用いた処置が開始されるまでは、
回路が開いた状態にあるため出力電力の供給は行われて
いない。電力調節回路は、この状態を補償しようとし
て、電力供給量が最大になるような調節を行っている。
活性電極（メス先電極）を、電気手術作用が発生する距
離まで体組織に近付けたならば、電力調節回路によって
電力供給能力が最大限に高められているため、比較的高
い電圧の電弧が発生する。凝固作用（高周波放電作用）
を得るための動作モードでは連続電弧が必要とされる
が、その他の場合には電弧の発生は望ましいことではな
い。最終的には電力調節回路によって余分な電力が削減
されることになるが、そのときには既に、最初に発生し
た電弧即ち火花によって体組織の甚だしい破壊が生じて
いることがある。尚、この火花とそれに伴う体組織の甚
だしい破壊とは、術者が活性電極を体組織に近付けたと
きにはいつでも発生するおそれがある。
回路が開いた状態にあるとき、ないしは出力インピー
ダンスが甚だしく大きい状態にあるときには、患者に分
流経路熱傷を負わせる危険も増大している。分流経路熱
傷が生じるのは、電流が、患者に装着した対極板を介し
て電気手術器の電流発生装置へ還流せずに、その患者か
ら、例えば手術台等の、その患者の周囲にあって接地状
態にある何らかの導電性の物体へ電流が流れたときであ
る。回路が開いた状態にあるときや、インピーダンスが
大きい状態にあるときには、出力電圧が低下するように
しておけば、高周波漏れ電流を小さくし、また高周波漏
れ電流が発生する確率も低下させることができる。
市販されている電気手術器の電流発生装置に付随して
いる高周波出力の電力調節に関係した更にもう１つの問
題として、その電流発生装置の出力端子の短絡に関する
問題がある。電気手術器の電流発生装置が動作している
か否かを即座に確かめるためにしばしば行われている方
法に、決して勧められる方法ではないが、単に２つの出
力電極を短絡させて、そこに電気火花が発生するか否か
を見るという方法がある。この短絡によって起こり得る
結果の１つとして、電流発生器の電源回路が破壊される
ということがある。電流発生装置は、回路が開いている
ために大きな電力を供給しようとしている状態から、短
絡によって生じた小さなインピーダンスに対応した状態
へ移行するための調節を高速で行おうとする。しかしな
がら、その調節速度には限界があるため、電源回路中の
電力関係の部品は、適切な補正をしきれないうちに限度
以上に駆動されてしまい、たちまち破壊されてしまう。
米国特許第4727874号が開示している電気手術器の電
流発生装置は、高周波パルス幅変調方式のフィードバッ
ク電力制御機構を備えており、この電力制御機構におい
ては、電流発生装置の１回の動作サイクルごとに、その
動作サイクルにおける電力量が調節されており、この電
力量の調節は、駆動エネルギ・パルスのパルス幅を変調
することによって行われている。高周波信号の一部分を
瞬時に解析して負荷インピーダンスが電気手術器にどの
ような影響を及ぼしているかをリアルタイムで解明する
ことは不可能である。そこで、一連の複数の高周波パル
スを調査することによって、体組織に及ぼされているリ
アルタイムの影響に関連させて、その出力を制御できる
ようにすることが望まれる。出力を瞬時に補正すること
は不可能であり、複数の出力パルスの平均値を変化させ
ることができるだけである。これに関しては、例えば米
国特許第4372315号を参照されたい。同米国特許に開示
されている回路では、１組の高周波パルスをパルス・バ
ースト方式で供給するごとに、その都度インピーダンス
を測定し直すようにしている。また、米国特許第432192
6号では、供給量を制御するためのフィードバック・シ
ステムは備えられているが、インピーダンスの検出はリ
アルタイム方式で行われていない。
電気手術器を使用した医療処置においては、切開作用
ないし凝固作用を得るための高周波エネルギに対して、
制御可能で精密な調節を施す必要がある。また、切開な
いし凝固を施す部位に近接した重要な組織ないし臓器を
損傷させることがないように、エネルギ注入領域を、そ
れを必要とする処置領域のみに限局せねばならない。切
開と凝固とのいずれの処置を施す場合でも、電気手術器
から体組織へ供給される電気エネルギは、単極性の電気
エネルギである。体組織の負荷としての挙動は、電気用
語でいうところの可変インピーダンスに相当し、この可
変インピーダンスは、手術処置を施しているその体組織
の性質に応じた関数になる。この負荷インピーダンス
は、抵抗成分、容量成分、及び誘導成分を持つものであ
り、また、電気手術器から体組織までのエネルギの通過
経路によっても、同様に、抵抗成分、容量成分、及び誘
導成分が追加される。
できるものならば、抵抗、インダクタンス、及びキャ
パシタンスの夫々の変動を瞬時に測定して、それらの変
動に応じて電気手術器の出力を補正することが好まし
い。実際にはこれを実行することは不可能であるが、そ
の代わりに、電気手術器の電圧、電流、電力等の出力パ
ラメータならば測定ないし算出することができる。同様
に、例えば定電流、定電圧、定電力等の動作パラメータ
を選択した場合に、パルス周波数が一般的に500キロヘ
ルツもの高周波であるため瞬時レベルでの調節は不可能
であるが、瞬時レベルでなければそれら動作パラメータ
の調節も可能である。しかしながら電気手術器の出力を
制御するために現在広く一般的に使用されている制御回
路では、そのような調節を行うのに必要な応答時間を達
成することはできない。
電気手術器を含めた様々な機器の出力信号をアナログ
方式で測定するということは周知のことであり、また実
際に広く行われているが、それは、現実世界が主として
アナログの世界であるからであり、また、電子回路によ
るアナログ信号の処理が広く知識として行き渡っていて
実行が容易だからである。例えば、増幅、フィルタ処
理、周波数変調、等々の機能は、アナログ信号を取扱う
ために設計された回路にとってはごく一般的な電子機能
である。アナログ信号は本来的に連続する性質を有する
ため、アナログ信号用の検出器は、信号の変動によって
発生した不連続部を認識することは不得手である。
ディジタル信号即ち離散信号は、ある１つの状態から
それとは明確に異なった別の状態へ変化する信号であ
る。例えば、「オン」または「オフ」の状態を測定する
ことは容易であり、なぜならば「オン」から「オフ」へ
の変化には連続性が存在しないからである。ただ２つの
状態だけを取扱えば良いということ、即ち、一方の状態
と他方の状態とのいずれかが存在しているかだけを取扱
えば良いということによって得られる利点は、測定値が
限られることであり、また、主観的判断を適用する必要
がないことからも明瞭な利益が得られる。信号をディジ
タル化することによって多くの利点が得られ、それら利
点には、変動から受ける影響度を小さくできること、精
度を予め設定できること、ダイナミックレンジを広く取
れること、非線形制御を適用し易いこと、予測性及び反
復性が良好であること、環境の変動に対する不感性が大
きいこと、それに、再現性、融通性、多重化容易性、及
び経済性に優れることなどがある。
電気手術器はその出力としてアナログ信号を出力す
る。一方、プロセッサ即ちコンピュータはディジタル信
号を取扱うように構成されており、従ってアナログ信号
からディジタル信号への変換が必要であるが、この変換
をどのような方式で行うかということが、使用回路の精
度及び性能（即ち応答時間）に強く関係してくる。
本明細書においては、負荷に応答して動作する電気手
術器用の制御装置と、その使用方法とを説明するが、こ
れら装置及び方法は、先に引用した諸文献に記載されて
もおらず、当業界においてこれまで実施されたこともな
い装置及び方法である。先に引用した諸文献は、本発明
がなされた時点における当業者の知識を教示しているた
め引用したものである。
発明の概要 ここに開示して請求の範囲に記載するのは、負荷に応
答して動作する、電気手術器用の制御装置である。電気
手術器の複数の動作パラメータをモニタして、それら複
数の動作パラメータを、その電気手術器から供給される
高周波エネルギにかかる負荷に関連させてリアルタイム
で制御するための回路は、好ましくは、次のような検出
回路を備えたものであり、その検出回路とは、電気手術
器の出力に接続されており、その出力にかかる負荷に応
答することによって、負荷がかかっているときの前記電
気手術器の動作を表す複数のパラメータを収集する検出
回路である。
最も好ましいのは、前記検出回路に接続された信号補
正部が、収集された夫々の信号のパラメータに強調処理
を施した上で、それら信号を、内部に配設し得るバッフ
ァへ転送するようにすることである。アナログ・ディジ
タル・コンバータが、前記バッファから信号を受取り、
受取った信号をアナログ形式からディジタル形式へ変換
するようにしておく。前記信号をディジタル形式でデー
タ・メモリに記憶させておき、このデータ・メモリに接
続されたプロセッサが、記憶させてある信号を受取るよ
うにしておく。前記プロセッサは、受取った信号を処理
しつつそれと並行して前記電気手術器のモニタ及び制御
を連続的に行うことができるものとすることが最も好ま
しく、それらモニタ及び制御を行う際には、電圧、電
流、及び／または電力を測定して、高周波エネルギの波
形パルスの、エネルギ出力、負荷インピーダンス、漏れ
電流、スペクトル成分、及び／または波高率を瞬時に算
出するものであることが最も好ましい。必要に応じて更
にその他のパラメータを測定及び／または算出するよう
にしても良い。
前記アナログ・ディジタル・コンバータは、フラッシ
ュ・タイプのコンバータとすることが好ましい。高周波
駆動クロックを、前記電気手術器の高周波段を駆動する
ディジタル駆動部に接続した構成としてもよい。好適実
施例におけるフィードバック・ループは、電気手術器に
備えられている高圧電源回路を操作するように電気手術
器に接続してある。別構成例として、このフィードバッ
ク・ループを、電気手術器の主制御回路の高周波駆動パ
ルスを調節するように電気手術器に接続した構成として
もよい。更に別の構成例として、このフィードバック・
ループを、電気手術器に備えられている高圧電源回路を
操作すると共に、電気手術器の主制御回路の高周波駆動
パルスを調節するように、電気手術器に接続した構成と
してもよい。
出力動作パラメータには、定電流、定電圧、または電
力が含まれ、それら出力動作パラメータを、前記プロセ
ッサの入力を介して、RMS値として算出し、モニタし、
及び／または調節することができる。電気手術器の出力
パラメータを算出することによって、RMS電圧ないしピ
ークピーク電圧、RMS電流ないしピークピーク電流、そ
れにRMS漏れ電流を含めた、様々な動作パラメータを制
御することができ、それら動作パラメータの各々を電気
手術器のフィードバック・ループにおける制御信号とし
て考慮することができる。
電気手術器を制御するフィードバック制御の好適実施
例では、電気手術器から得た信号に、プロセッサ強調処
理を施すようにしている。サンプリングを16メガヘルツ
の速度で行えるようにしてあり、データの測定を行う各
パルスの位置の移相を利用してこの速度を達成するよう
にしてもよく、また、その移送を利用せずにこの速度を
達成するようにしてもよい。移送を利用すれば、それだ
けで、より安価な部品を用いて16MHzのサンプリングを
十分にシミュレートすることができる。その場合に、得
られる信号は、各組が256個ずつの２組の信号になり、
その各組が8MHzで読取られる。またその場合に、サンプ
ル・クロックが矩形波パルス列を発生するようにし、こ
の矩形波パルス列によって、関係した特定の波形パルス
列における互いに隣接するサイクルの中の、サンプル・
クロックの各矩形波パルスの立上りで先ずデータの獲得
が行われ、続いて立下りでデータの獲得が行われるよう
に、データの獲得のタイミングを定めるようにする。電
気手術器の高周波駆動部が発生する16個のパルスの、そ
の各パルスごとに、プロセッサが電気手術器の出力を16
回ずつサンプリングし、それによって、サンプル・クロ
ックの各矩形波パルスの立上りにおいて256個のデータ
・ポイントが発生され、立下りにおいて更に別の256個
のデータ・ポイントが発生されるようにする。
従って、プロセッサと、このプロセッサが、移相式サ
ンプル・クロックを利用しないときにデータ獲得を行い
得る周波数よりも高い周波数でデータ獲得を行い得るよ
うにする移相式サンプル・クロックとによって、信号の
分解能を向上させることができる。またこれによって、
電気手術器の出力のモニタ及び制御が、非常に広い電気
手術器への入力スペクトル領域に亙って、しかも測定負
荷に応じて入力を補正することのできる十分な高速で行
えるようになる。
電気手術器の複数の動作パラメータをモニタして、そ
れら複数の動作パラメータを、その電気手術器から供給
される高周波エネルギにかかる負荷に関連させて制御す
る方法は、次のようなステップを含んでいることが好ま
しく、そのステップとは、前記電気手術器の出力に接続
されて、その出力にかかる負荷に応答する検出回路によ
って、負荷がかかっているときの前記電気手術器の動作
を表す複数のパラメータを収集するステップである。こ
れに続くステップは、前記検出回路に接続された信号補
正部によって、収集された信号のパラメータに強調処理
を施すステップである。これに続く２つの好ましいステ
ップは、強調処理が施された信号をバッファへ転送する
ステップと、前記バッファから前記信号を受取るように
接続されたアナログ・ディジタル・コンバータによっ
て、前記信号をアナログ形式からディジタル形式へ変換
するステップである。更に、前記信号をディジタル形式
でデータ・メモリに記憶させておくステップを追加する
ことが好ましい。これに続く更なるステップは、記憶さ
せた前記信号を前記データ・メモリから前記プロセッサ
へ転送するステップである。前記プロセッサによって、
前記信号を処理しつつそれと並行して前記電気手術器の
モニタ及び制御を連続的に行い、前記電気手術器のモニ
タ及び制御を行うには、前記高周波エネルギの波形パル
ス列の、電圧、電流、電力、負荷インピーダンス、漏れ
電流、スペクトル成分、及び／または波高率を測定する
ようにするステップを実行することによって、好適実施
例の方法は完成する。
図面の簡単な説明 図１は、電気手術器の複数の動作パラメータをモニタ
して、それら複数の動作パラメータを、該電気手術器か
ら供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連させて
制御するための回路の模式的ブロック図である。
図２は、プロセッサ・バス及び電気手術器の高周波駆
動部のための回路の模式的ブロック図である。
図３は、負荷インピーダンス（ｘ軸）に対する電力
（ｙ軸）を表したグラフである。
発明の詳細な説明 電気手術器10の複数の動作パラメータをモニタして、
それら複数の動作パラメータを、その電気手術器10から
供給される高周波エネルギにかかる負荷に件連させて制
御するための回路と、その回路の使用方法とを、ここに
開示し、また請求の範囲に記載する。請求の範囲は、こ
こに具体例として説明し図示するものの構成、及び具体
的に説明するその使用方法に限定されるものではない。
また請求の範囲は、本発明以前の当業者の知識に照らし
て修正ないし斟酌した請求項の文言によって規定される
本発明以前の当業者の在来の知識を勘案して解釈さるべ
きものである。
図１には、電気手術器10の複数の動作パラメータをモ
ニタするための回路を模式的なブロック図で示した。図
２には、電気手術器10から供給される高周波エネルギに
かかる負荷に関連させてそれら複数のパラメータを即時
に制御するためのディジタル信号処理を、模式的なブロ
ック図で示した。
検出回路11は、負荷がかかっているときの電気手術器
10の動作を表す複数のパラメータを収集することができ
るようにした回路である。この負荷は、体組織を切開し
たり凝固させたりするために供給されるエネルギに対す
るインピーダンスである。このインピーダンスは変動す
るインピーダンスであり、また、誘導成分、容量成分、
及び抵抗成分を含んでおり、それら成分はこの電気手術
器10にかかる変動するインピーダンス負荷の一部を構成
するものである。この電気手術器10の出力と、体組織の
切開または凝固ないしはそれらの混合モードの作用を得
るための任意の器具とをケーブルないし配線で接続する
が、そのケーブルないし配線によっても、このシステム
に更なるインピーダンス成分が追加される。従って、使
用している具体的な器具と共にそのケーブルないし配線
もまた、ここでいう負荷の一部を構成する。
図１に示すように、検出回路11には、収集された夫々
のパラメータを表す信号に強調処理を施した上でそれら
信号をバッファ13の中へ転送するための、信号補正部12
が接続されている。信号補正部12は利得スケーリング要
素14を含んでおり、この利得スケーリング要素14は、検
出回路11から受取った信号の振幅を調節ないし減衰する
要素である。利得スケーリング要素制御部15は、利得ス
ケーリング要素14を設定するものであり、また、フィー
ドバック・ループ16の中の信号処理に応答するようにし
てあり、これらについては、この図１に開示した複数の
パラメータのモニタ及び制御を行うための回路に関連さ
せて後に更に説明する。
MUX17は多重化部であり、測定対象の複数の信号のう
ちから１つの信号を選択できるようにしている。より詳
しくは、より重要度の高い信号を選択してバッファ13へ
転送するようにしている。選択対象の信号のパラメータ
には、例えば、単極性かそれとも双極性かという極性、
電圧、電流、ないしは漏れ電流等があるが、それら信号
の間の相対的な優先度は、オペレータが選択した具体的
なモードの関数となる。例えば好適実施例では、電圧及
び電流の測定を32回実行したならば、漏れ電流のチェッ
クを１回実行するようにしている。この測定回数の比
は、多重化部17への入力の１つとしてあるため、容易に
設定することができる。
バッファ13は、選択されて多重化された複数の信号を
多重化部17から受取り、それら信号をアナログ・ディジ
タル・コンバータ18への入力とすることができるよう
に、それら信号にコンディショニングを施すためのもの
である。サンプル・クロック19は、サンプリング周波数
を定めているクロックであり、アナログ・ディジタル・
コンバータ18に接続されている。バッファ13は増幅器と
抵抗器とを並列に接続して構成したものであり、信号の
レベルを、使用している具体的なアナログ・ディジタル
・コンバータ18に適合するレベルにする。
具体的な一例として、高周波出力の周波数が500キロ
ヘルツ近辺にあるものとし、検出回路11を介して電圧を
サンプリングする場合について説明する。検出回路11
は、ESU10の出力トランスの二次巻線の電流及び電圧の
瞬時値を時々刻々と送出している。その平均値がディジ
タル形式でプロセッサ20へ供給されており、このプロセ
ッサ20が、高周波出力の波形パルス列の実効値（root m
ean square:RMS値）を算出する。様々なモードが設定さ
れるのに応じて、利得スケーリング要素14が、その選択
されたモードに合わせて設定され、高周波出力信号の対
象領域が、波形パルス列のうちの最も重要な領域にくる
ように調節される。
本願の譲受人は米国特許第4658819号を所有してお
り、同米国特許は、RMS値による電気手術器10の制御に
関するものである。検出回路11が取扱う波形パルス列の
周波数は、そのデータ・ポイントの個数が毎秒800万個
にもなる周波数であり、このデータ・ポイントの個数
は、その速度を考慮して、16個分の正弦波が256個のサ
ンプル値で表されるようにしたものである。そのために
は、どうすればそれほど高い周波数の波形パルス列が正
確に得られるかということが重要になる。RMS値は、Y
RMS＝（1/NΣ(yn)2)1/2として算出され、この値を算出
するために、正弦波16個分に相当するパルス列から256
個の電圧サンプル値をサンプリングするのである。ピー
クピーク値で表される電圧の変動幅即ち電圧差は、RMS
電圧の値に所定の波高率の値を乗じて２倍にした値に略
々等しい。電力出力を一定にする場合には、目標電力値
をオペレータが選択すれば、それに対応した電圧のRMS
値及び電流のRMS値が即座に算出される。従って、波形
パルス列のサンプリングによって得られるRMS電力の測
定値は、PRMS＝VRMS×IRMSとして算出される。検出回路
11がトランスの二次巻線において測定する負荷インピー
ダンスの値は、Ｚ＝VRMS／IRMSとして得られ、この値を
用いて、電気手術器10の出力を調節する際に使用する制
御電圧を決定することができる。プロセッサ20は、波形
パルス列から時々刻々とサンプリングされてくるサンプ
ル値を受取り、計算処理によって、それらサンプル値を
それらに対応した制御電圧（Econ）に変換する。この制
御電圧（Econ）は、電気手術器10の調節を行う電圧であ
って、例えば、このEconによって、電気手術器10の高圧
直流電源回路HVDCを操作するようにする。
具体的には、例えばPRMS＞PDESIREDのときには、Econ
＝Econ−１とするようにしておく。また逆にPRMS＜P
DESIREDのときには、Econ＝Econ＋１とするようにして
おく。更に、プロセッサ20を、Econ＞Econ maxのときに
はEcon＝Econ maxとし、逆にEcon＜Econ minのときに
は、Econ＝Econ minとするようにプログラムしておく。
同様に、ILkg-RMS＞ILkg-maxのときにもEcon＝Econ−１
とするようにしておく。サンプル信号がアナログ・ディ
ジタル・コンバータ18を飽和させた場合にもEcon＝Econ
−１とするようにしておく。そして、負荷インピーダン
スＺが開回路状態のインピーダンスより大きいとき（Ｚ
＞Zopen circuit）には、Econ＝Econ open circuitとす
るようにしておく。
図３には、負荷インピーダンス（ｘ軸）に対する電力
（ｙ軸）のグラフを示した。この図では出力電力を略々
一定に維持する制御が行われており、図中にＡ、Ｂ、
Ｃ、Ｄで表した部分は、前段落で説明した夫々の状況に
対応している。より詳しく説明すると、図３において電
力曲線のうちの部分Ａは、インピーダンスが約200オー
ムになるまでの曲線であり、オペレータが設定した電力
値である約50ワットに達したならば、略々水平に向きを
変えている。部分Ｂでも、その設定された電力レベルが
保たれているが、この状態が続くのは漏れ電流が発生す
るまでの間であり、出力電流と環流電流との差が150ミ
リアンペアを超えた時点で漏れ電流が発生したものとし
ている。曲線のうち部分Ｃで示された部分では、このよ
うに漏れ電流が発生している状態にあって、インピーダ
ンスが増大すると共に電力を低下させている。最後の部
分Ｄには、開回路となった状態が示されており、インピ
ーダンスが更に大きくなっており、電力の低下速度を更
に増大させている。
以上の夫々の部分とプロセッサ20の制御との間の関係
は、次のように説明することもできる。部分Ａでは、P
RMS＞PDESIREDのときにはEcon＝Econ−１とし、逆にP
RMS＜PDESIREDのときにはEcon＝Econ＋１とするように
している。部分Ｂでも、PRMS＞PDESIREDのときにはEcon
＝Econ−１とし、逆にPRMS＜PDESIREDのときにはEcon＝
Econ＋１とするようにしている。更に、プロセッサ20
を、Econ＞Econ maxのときには、Econ＝Econ maxとし、
逆にEcon＜Econ minのときには、Econ＝Econ minとする
ようにプログラムしてある。部分Ｃでは、ILkg-RMS＞I
Lkg-maxであるため、Econ＝Econ−１としている。ま
た、サンプル信号がアナログ・ディジタル・コンバータ
18を飽和させた場合には、Econ＝Econ−１とするように
している。部分Ｄでは、負荷インピーダンスＺが開回路
状態のインピーダンスより大きい（Ｚ＞
Zopen circuit）ため、Econ＝Econ open circuitとして
いる。
信号補正部12をアナログ・ディジタル・コンバータ18
に接続して、この信号補正部12の中のバッファ13から送
出される信号を、アナログ形式からディジタル形式へ変
換できるようにしている。こうしてディジタル化された
夫々の信号は、それら信号の存在または非存在がデータ
・メモリ21へ供給され、このデータ・メモリ21に、動作
パラメータを表しているそれら信号を、このデータ・メ
モリ21に接続しているプロセッサ20がそれら信号が使用
するときまで記憶させておくようにしている。
プロセッサ20は、それら信号を処理しつつそれと並行
して電気手術器10のモニタ及び制御を連続的に実行する
ことができるようにしてある。このプロセッサ20として
は、例えばAnalog Devices社製の「ADSP 2105型」等の
集積回路を用いることが好ましい。プロセッサ20にはア
ドレス・デコーダ22が付設されており、このアドレス・
デコーダ22はプロセッサ20から信号を受取るようにして
ある。アドレス・デコーダ22は、様々な出力レジスタの
アドレスを送出することによってそれら出力レジスタを
イネーブルするものであり、そのためにこのアドレス・
デコーダ22にはシステム内のあらゆる構成要素のアドレ
スを教えてある。プロセッサ20の中に備えたプログラム
メモリ23は、高周波エネルギの波形パルス列の、電圧、
電流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクト
ル成分、及び／または波高率を測定する必要に応じて、
然るべき命令を提供するものである。先ず最初に、ディ
ジタル・プロセッサ20の中に備えたディジタル信号処理
データRAMバッファ13が、データ・メモリ21に記憶され
ている信号を、ディジタル信号処理に使用するためにデ
ータ・メモリ21から受取るようにしてある。
図１には更に、一括してホスト・コントローラ・イン
ターフェース24として表した複数のシステム制御部が示
されており、このホスト・コントローラ・インターフェ
ース24として表されたシステム制御部は、電力、モー
ド、及びその他の情報を、フロント・パネル25からプロ
セッサ20へ伝達する機能を果たしている。以上に列挙し
たブロックが協働することによって、ユーザが様々な機
能を利用することができるようにしており、それらが提
供する機能は、（１）所望の電力の選択、（２）モード
の選択、（３）制御方式の選択という機能である。
尚、図１において、同図に示した回路が最終的に発生
する、パラメータをモニタ及び制御するための出力は、
この回路から、図２に開示されているディジタル信号処
理バス26へ送出される。ディジタル信号処理バス26は、
高周波駆動クロック27、混合制御部28、及びパルス幅制
御部29を含んでおり、図１の回路から、複数の動作パラ
メータをモニタして、それら動作パラメータを制御する
ための信号を受取っている。高周波駆動クロック27、混
合制御部28、及びパルス幅制御部29は、その各々が、時
間を補正して、ディジタル信号プロセッサ・バス26が受
取った複数の信号を組立てて、電気手術器10の電流発生
装置を駆動するための高周波駆動部30へ供給することの
できる信号にする。高周波駆動クロック27は高周波出力
の基本周波数を定めている。混合制御部28は、混合作用
を得る動作モードないし凝固作用を得る動作モードが選
択されているときに、パルス群の通過と遮断とを交互に
行う。パルス幅制御部29は、個々の高周波駆動パルスの
幅を制限することによって、高周波出力信号を制御する
ものであり、従って、高圧電源回路を制御したり高周波
増幅回路の利得を制御したりする以外の方法で、高周波
出力信号を制御するものである。
ディジタル信号処理バス26は更に、電気手術器10か
ら、この電気手術器10の高周波出力段が安全動作限界に
近付いたという状況が高周波電流限界検出部31によって
検出されたことを表す信号を受取る。電流限界検出部31
は、例えばValleylab Force 40のように、電気手術器の
メーカーによって設定され、電流限界検出部31の設定値
はモードや電力等に応じて様々な値を取る。上述の状況
が発生したならば、電気手術器10の駆動量（econまたは
パルス幅）が、ハードウェア的な限界状況が解消される
まで減少させられる。これは、HVDCへの制御電圧（eco
n）を低下させるか、或いは、高周波駆動クロック27へ
のパルス幅を変化させるかの、いずれかによって行われ
る。
更に、ディジタル信号プロセッサ・バス26からは、直
流電源回路制御部32へも信号が供給されており、この直
流電源回路制御部32は、その信号に従って電気手術器10
の中の高圧直流（HVDC）電源回路を制御する。econは、
電気手術器10の電源回路の入力へ供給されるアナログ制
御電圧である。電源回路の出力電圧はeconに比例し、例
えば、econが約５ボルトのときには出力電圧が約200ボ
ルトになり、econが約１ボルトのときには出力電圧が約
40ボルトになるというようにしてある。更に加えて、プ
ロセッサ20の信号が、高周波電流限界検出部31のセンサ
で補正されたものが、この高周波電流限界検出部31から
送出される制御入力として使用されており、この制御入
力によって、先に説明したように電気手術器10の電流制
御を行えるようにしている。
アナログ・ディジタル・コンバータ18はフラッシュ・
タイプのコンバータであり、そのため波形パルス列を毎
秒約800万サンプルの速度でサンプリングすることがで
きる。このタイプのアナログ・ディジタル・コンバータ
で入手可能なものにはMotorola社製の部品番号「MC 103
19」のコンバータがある。フラッシュ・タイプのコンバ
ータであることから、波形パルス列のサンプリングは、
例えば１サイクルまたは数サイクルの間に、周期的に反
復して何度も行われる。先に触れたように、移相を利用
することによって、より安価な部品を用いて、同じ高い
周波数の応答を得ることができる。それによって例え
ば、より高価な部品を使用するための費用をかけずに、
高周波分解能を倍増することができる。
電気手術器10は内部に高圧電源回路を備えており、こ
の高圧電源回路がフィードバック・ループ16によって操
作されるようにしてある。フィードバック・ループ16
は、電気手術器10の主制御回路の高周波駆動部30のパル
スを調節できるように、この電気手術器10に接続されて
いる。従って、フィードバック・ループ16が電気手術器
10を調節するための可能な方法として、電気手術器10の
高圧電源回路を制御することによって高周波出力を調節
する方法と、高周波駆動パルスを制御することによって
高周波出力を調節する方法と、それら両方を組合せた方
法とがある。電気手術器10の出力動作パラメータには、
定電流、定電圧、または電力があり、それらは、RMS値
として算出することができ、モニタすることができ、及
び／またはプロセッサ20への信号入力を介して調節する
ことができる。電気手術器10のそれら出力パラメータを
算出したならば、それらの算出した値に基づいて、電気
手術器10の様々な動作パラメータを制御することができ
る。その種の制御可能な動作パラメータには、例えば、
ピークピーク電圧、ピークピーク電流、それに漏れ電流
等がある。これら動作パラメータの各々は、単独でも、
また組合せても、電気手術器10へのフィードバック・ル
ープ16における制御信号として利用することができる。
アナログ・ディジタル変換を行う信号変換部へ供給さ
れる信号の可能なサンプリング速度は８メガヘルツであ
る。そのため電気手術器10の高周波駆動部30がパルスを
１個発生するごとにプロセッサ20は電気手術器10の出力
を16回ずつサンプリングすることができる。その場合、
信号の分解能は、サンプリングが16メガヘルツで行われ
る場合と同じになり、なぜならば、サンプル・クロック
の各矩形波パルスの立上りと立下りとでデータの獲得が
行われるため、データの獲得を、より高い16メガヘルツ
で行えるからである。更にアナログ・ディジタル変換を
行っているため、電気手術器10の出力のモニタ及び制御
を、非常に広い電気手術器10への入力スペクトル領域に
亙って、しかも大きな遅滞を生ぜずに測定負荷に応じて
入力を補正することのできる十分な高速で、行えるよう
になっている。

Claims (17)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】一次巻線と二次巻線とを有する出力トラン
    スを備えた電気手術器10の複数の動作パラメータをモニ
    タして、それら複数の動作パラメータを、該電気手術器
    10から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連さ
    せてリアルタイムで制御するための回路において、 前記電気手術器10の出力から供給される高周波エネルギ
    を受取り、その供給される高周波エネルギにかかる負荷
    に応答し得るように接続された検出回路11であって、前
    記二次巻線が発生する電流及び電圧の瞬時値を提供する
    ように接続されており、それによって、負荷がかかって
    いるときの前記電気手術器10の動作を表す複数のパラメ
    ータを収集し得るようにした供給回路11と、 前記検出回路11に接続された信号補正部12であって、信
    号の処理とフィードバックとに応答して、前記検出回路
    から受取ったパラメータの振幅を強調手段によって調節
    ないし減衰する信号補正部12と、 前記信号補正部に接続されたバッファであって、収集さ
    れ強調処理を施されてそのレベルを設定されたパラメー
    タを受取るバッファと、 前記バッファに接続されたフラッシュ・タイプのアナロ
    グ・ディジタル・コンバータ18であって、前記バッファ
    から信号を受取り、受取った信号のアナログ形式からデ
    ィジタル形式への変換を１回のサイクルの間に複数回に
    亙って行うアナログ・ディジタル・コンバータ18と、 前記アナログ・ディジタル・コンバータに接続されたデ
    ータ・メモリ21であって、変換された前記信号をディジ
    タル形式で記憶させておくためのデータ・メモリ21と、 記憶されている前記信号を前記データ・メモリ21から受
    取れるように該データ・メモリ21に接続されたプロセッ
    サ20であって、受取った信号を処理しつつそれと並行し
    て前記電気手術器10のモニタ及び制御を連続的に行い、
    前記電気手術器10のモニタを行うには、前記高周波エネ
    ルギの波形パルス列の、電圧、電流、電力、負荷インピ
    ーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／または波
    高率を測定するようにし、前記電気手術器10の制御を行
    うには、設定されたモードと前記プロセッサ20のアルゴ
    リズムとに従ってその制御を行うことによって、前記高
    周波エネルギの波形パルス列の、予め規定されている、
    電圧、電流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、ス
    ペクトル成分、及び／または波高率を達成するようにし
    たプロセッサ20と、 を備えたことを特徴とする回路。
  2. 【請求項２】フラッシュ・タイプの前記アナログ・ディ
    ジタル・コンバータ18が、毎秒約８百万サンプルの速度
    で波形パルス列のサンプリングを行えるフラッシュ・タ
    イプのコンバータであることを特徴とする請求項１のモ
    ニタ及び制御のための回路。
  3. 【請求項３】電気手術器の動作パラメータをモニタする
    ための前記回路に備えられている高周波駆動クロック27
    が、前記電気手術器10の出力と同期するようにしてあ
    り、電気手術器の動作パラメータをモニタするための前
    記回路に備えられているサンプル・クロック19を用い
    て、前記データ・メモリ内に記憶されている信号を前記
    プロセッサ20への入力とするために照会するタイミング
    を設定するようにしてあり、それらによって、サンプリ
    ングされたサンプルの個数とサンプル周波数との積が高
    周波サイクル・タイムの整数倍になるようにしたことを
    特徴とする請求項２の回路。
  4. 【請求項４】前記プロセッサ20を前記電気手術器10に接
    続されているフィードバック・ループ16によって制御が
    行われるようにしてあり、その制御は、前記電気手術器
    の高圧電源を制御することによって高周波出力を調節す
    るものであることを特徴とする請求項１の回路。
  5. 【請求項５】前記プロセッサ20を前記電気手術器10に接
    続されているフィードバック・ループ16によって制御が
    行われるようにしてあり、前記フィードバック・ループ
    は、高周波駆動パルスを制御することによって前記電気
    手術器を制御するものであることを特徴とする請求項１
    の回路。
  6. 【請求項６】前記プロセッサ20を前記電気手術器10に接
    続されているフィードバック・ループ16によって制御が
    行われるようにしてあり、その制御は、前記電気手術器
    の高圧電源を制御することによって高周波出力を調節す
    るものであり、前記フィードバック・ループは、高周波
    駆動パルスを制御することによって前記電気手術器を制
    御するものであることを特徴とする請求項１の回路。
  7. 【請求項７】前記プロセッサ20の入力が、複数の出力動
    作パラメータをモニタし、算出し、且つ制御するように
    してあり、それら複数の出力動作パラメータには、被制
    御量である、RMS値で表された、定電流、定電圧、また
    は電力が含まれていることを特徴とする請求項１の回
    路。
  8. 【請求項８】前記プロセッサ20が、ピークピーク電圧、
    ピークピーク電流、及び漏れ電流を含めた動作パラメー
    タを制御すると共に、それらの各々を前記電気手術器10
    の前記フィードバック・ループ16のための制御信号とし
    て考慮するようにしてあることを特徴とする請求項６の
    回路。
  9. 【請求項９】前記電気手術器10の中の高周波駆動部30が
    16個のパルスを設定するようにしてあり、前記プロセッ
    サ20が前記電気手術器10の出力を16回サンプリングする
    ようにしてあり、サンプル・クロックが立上りと立下り
    とを有する矩形波パルスを画成しており、それらによっ
    て、実質的に互いに隣接するサイクルの中の前記サンプ
    ル・クロックの各矩形波パルスの立上りにおいて256個
    のデータ・ポイントが発生され、立下りにおいて別の25
    6個のデータ・ポイントが発生されるようにしたことを
    特徴とする請求項３の回路。
  10. 【請求項１０】前記データ・メモリ内に記憶されていた
    信号を前記プロセッサ20が受取ったならば、それら信号
    が、前記アナログ・ディジタル・コンバータ18から矩形
    波パルス列の形の変換後信号を受取るための移相したサ
    ンプル・クロックによる表示によって、各組が256個ず
    つの２組の信号に分けられるようにしてあり、前記プロ
    セッサが、最初に前記サンプル・クロックの各矩形波パ
    ルスの立上りにおいて、続いてその矩形波パルスの立下
    りにおいて、前記矩形波パルス列を８メガヘルツで読取
    るようにしてあることを特徴とする請求項９の回路。
  11. 【請求項１１】前記プロセッサが前記変換後信号の分解
    能を強化するようにしてあり、移相式サンプル・クロッ
    ク19を使用して、前記プロセッサ20が、該移相式サンプ
    ル・クロック19を使用しないときに変換後信号を取扱い
    得る周波数より高い周波数で信号を取扱い得るようにし
    てあり、それらによって、前記電気手術器10の広いスペ
    クトル入力に亙って該電気手術器10の電流及び電圧の瞬
    時値をモニタ及び制御し、測定された負荷に応じて前記
    トランスの出力をリアルタイムで補正できるようにした
    ことを特徴とする請求項１記載の回路。
  12. 【請求項１２】一次巻線と二次巻線とを有する出力トラ
    ンスを備えた電気手術器10の複数の動作パラメータをモ
    ニタして、それら複数の動作パラメータを、該電気手術
    器10から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連
    させて制御するための回路において、 前記電気手術器10の出力から供給される高周波エネルギ
    を受取り、その供給される高周波エネルギにかかる負荷
    に応答し得るように接続された検出回路11であって、前
    記二次巻線が発生する電流及び電圧の瞬時値を提供する
    ように接続されており、それによって、負荷がかかって
    いるときの前記電気手術器10の動作を表す複数のパラメ
    ータを収集し得るようにした検出回路11と、 前記検出回路11に接続された信号補正部12であって、信
    号の処理とフィードバックとに応答して、前記検出回路
    から受取ったパラメータの振幅を強調手段によって調節
    ないし減衰する信号補正部12と、 前記信号補正部に接続されたバッファであって、収集さ
    れ強調処理を施されてそのレベルを設定されたパラメー
    タを受取るバッファと、 前記バッファに接続されたフラッシュ・タイプのアナロ
    グ・ディジタル・コンバータ18であって、前記バッファ
    から信号を受取り、受取った信号のアナログ形式からデ
    ィジタル形式への変換を１回のサイクルの間に複数回に
    亙って行い、毎秒数百万サンプルの速度で波形パルス列
    のサンプリングを行い得るようにしたフラッシュ・タイ
    プのアナログ・ディジタル・コンバータ18と、 前記アナログ・ディジタル・コンバータに接続されたデ
    ータ・メモリ21であって、ディジタル形式に変換された
    信号を記憶させておくためのデータ・メモリ21と、 前記電気手術器10の出力から供給される高周波エネルギ
    を受取るように接続された高周波クロックであって、移
    相式サンプル・クロック19を使用して、移相を利用する
    ことにより、前記プロセッサ20への入力信号の照会のタ
    イミングを、移相を利用しないときより高い周波数のサ
    ンプリング・レートに設定するようにした高周波クロッ
    クと、 前記データ・メモリ21に記憶されている信号を受取れる
    ように該データ・メモリ21に接続されたプロセッサ20で
    あって、受取った信号を処理しつつそれと並行して前記
    電気手術器10のモニタを連続的に行い、前記電気手術器
    10のモニタを行うには、前記高周波エネルギ・ユニット
    の波形パルス列の、電圧、電流、電力、負荷インピーダ
    ンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／または波高率
    を測定するようにしてあり、該プロセッサ20において前
    記電気手術器10の出力パラメータを算出可能にしてあ
    り、それによって、ピークピーク電圧、ピークピーク電
    流、及び漏れ電流を含めた動作パラメータを制御してそ
    れらの各々を前記電気手術器10へのフィードバックのた
    めの制御信号として考慮するようにしたプロセッサ20
    と、 前記移相式サンプル・クロック19は、前記プロセッサ20
    が、該移相式サンプル・クロック19を使用しないときに
    測定値を取扱い得る周波数より高い周波数で測定値を取
    扱い得るようにしており、それによって、前記電気手術
    器10の広いスペクトル入力に亙って該電気手術器10の電
    流及び電圧の瞬時値をモニタ及び制御できるようにし、
    測定された負荷に応じて前記出力をリアルタイムで補正
    できるようにしていることと、 前記電気手術器10に接続されたフィードバック・ループ
    16であって、該電気手術器10に備えられている高圧電源
    を操作することを可能にすると共に、前記電気手術器10
    の主制御回路の高周波駆動部30のパルスを調節すること
    を可能にしており、更に、定電流、定電圧、または電力
    を含んでいる前記トランスの出力動作パラメータを、前
    記プロセッサ20の入力によって、RMS値として算出し、
    モニタし、及び／または制御することを可能にしている
    フィードバック・ループ16と、 を備えたことを特徴とする回路。
  13. 【請求項１３】前記データ・メモリ内に記憶されていた
    信号を前記プロセッサが受取ったならば、それら信号
    が、前記アナログ・ディジタル・コンバータ18から矩形
    波パルス列の形の変換後信号を受取るための移相したサ
    ンプル・クロック19によって、各組が256個ずつの２組
    の信号に分けられるようにしてあり、前記プロセッサ
    が、互いに隣接するサイクルにおける前記サンプル・ク
    ロックの各矩形波パルスの立上りと立下りとにおいて、
    前記矩形波パルス列を８メガヘルツで読取るようにして
    あることを特徴とする請求項12の回路。
  14. 【請求項１４】前記電気手術器10の高周波駆動部30の16
    個のパルスの各パルスごとに、前記プロセッサ20が前記
    電気手術器10の出力を16回ずつサンプリングするように
    してあり、それによって、実質的に互いに隣接するサイ
    クルの中の前記サンプル・クロックの各矩形波パルスの
    立上りにおいて読取られる256個のデータ・ポイントと
    立下りにおいて読取られる別の256個のデータ・ポイン
    トとが発生されるようにしてあることを特徴とする請求
    項12の回路。
  15. 【請求項１５】電気手術器10の複数の動作パラメータを
    モニタして、それら複数の動作パラメータを、該電気手
    術器10から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関
    連させて制御する方法において、 前記電気手術器10の出力から供給される高周波エネルギ
    を受取りその供給される高周波エネルギにかかる負荷に
    応答し得るように接続された検出回路11によって、負荷
    がかかっているときの前記電気手術器10の動作を表す複
    数のパラメータを収集するステップと、 前記検出回路11に接続された信号補正部12によって、収
    集された信号のパラメータに強調処理を施すステップ
    と、 前記信号補正部12から信号を受取るように接続されたア
    ナログ・ディジタル・コンバータ18によって、前記信号
    をアナログ形式からディジタル形式へ変換するステップ
    と、 前記信号をディジタル形式でデータ・メモリ21に記憶さ
    せて、それら信号を該データ・メモリ21からプロセッサ
    へ転送できるようにするステップと、 記憶されている前記信号が前記データ・メモリ21から前
    記プロセッサ20へ受渡されるようにするステップと、 前記プロセッサ20によって、前記信号を処理しつつそれ
    と並行して前記電気手術器10のモニタ及び制御を連続的
    に行い、前記電気手術器10ののモニタ及び制御を行うに
    は、前記高周波エネルギの波形パルス列の、電圧、電
    流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクトル
    成分、及び／または波高率を測定するようにするステッ
    プと、 を含んでいることを特徴とする方法。
  16. 【請求項１６】前記信号を処理しつつそれと並行して前
    記電気手術器10のモニタ及び制御を連続的に行う前記ス
    テップが、互いに隣接するサイクルにおいて信号を得る
    タイミングをシフトすることを含んでいることを特徴と
    する請求項15記載の動作パラメータをモニタする方法。
  17. 【請求項１７】一次巻線と二次巻線とを有する出力トラ
    ンスを備えた電気手術器10の複数の動作パラメータをモ
    ニタして、それら複数の動作パラメータを、該電気手術
    器10から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連
    させてリアルタイムで制御するための回路において、 前記電気手術器10の出力から供給される高周波エネルギ
    を受取りその供給される高周波エネルギにかかる負荷に
    応答し得るように接続された検出回路11であって、前記
    二次巻線が発生する電流及び電圧の瞬時値を提供するよ
    うに接続されており、それによって、負荷がかかってい
    るときの前記電気手術器10の動作を表す複数のパラメー
    タを収集し得るようにした検出回路11と、 前記検出回路11に接続された信号補正部12であって、信
    号の処理とフィードバックとに応答して、前記検出回路
    から受取ったパラメータの振幅を強調手段によって調節
    ないし減衰する信号補正部12と、 前記信号補正部に接続されたバッファであって、収集さ
    れ強調処理を施されてそのレベルを設定されたパラメー
    タを受取るバッファと、 前記バッファに接続されたフラッシュ・タイプのアナロ
    グ・ディジタル・コンバータ18であって、前記バッファ
    から信号を受取り、受取った信号のアナログ形式からデ
    ィジタル形式への変換を１回のサイクルの間に複数回に
    亙って行うアナログ・ディジタル・コンバータ18と、 前記アナログ・ディジタル・コンバータに接続されたデ
    ータ・メモリ21であって、変換後の前記信号をディジタ
    ル形式で記憶させておくためのデータ・メモリ21と、 記憶されている前記信号を前記データ・メモリ21から受
    取れるように該データ・メモリ21に接続されたプロセッ
    サ20であって、記憶されている前記信号を処理しつつそ
    れと並行して前記電気手術器10のモニタを連続的に行
    い、前記電気手術器10のモニタを行うには、前記高周波
    エネルギの波形パルス列の、電圧、電流、電力、負荷イ
    ンピーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／また
    は波高率を測定するようにしてあり、それによって得ら
    れた測定値に従って前記電気手術器10の制御を行うプロ
    セッサ20と、 前記プロセッサ20に接続されたサンプル・クロック19で
    あって、ディジタル化された信号を前記プロセッサ20か
    ら受取るタイミングを設定すると共に、移相を利用して
    信号の分解能を向上させて、前記プロセッサ20が、移相
    を利用しないときに測定値を取扱い得る周波数より高い
    周波数で測定値を取扱い得るようにしており、更に、測
    定された負荷に応じて出力をリアルタイムで補正するこ
    とができるだけの十分な高速で前記電気手術器10の出力
    をモニタするタイミングを設定するサンプル・クロック
    19と、 を備えたことを特徴とする回路。
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