JP2934615B2 - アークを用いる電気外科装置の制御装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 【０００１】 【産業上の利用分野】本発明は電気外科技術の制御装置
に関り、特に、導電性不活性ガスの流れを通して無線周
波数（ＲＦ）電気エネルギを組織へ導くことによって、
凝固又は止血の効果を実現する、すなわち、放電療法及
び乾燥療法の新しく改良した電気外科技術の制御装置に
関する。また、本発明は、凝固に対し実質的に改良され
た能力を示す、焼痂及び組織効果を生じる電気外科放電
療法アーク技術の制御装置に関する。なおまた、本発明
は、すぐれた乾燥療法効果を実現するために、電気エネ
ルギを組織に加える電気外科非アーク乾燥療法技術の制
御装置にも関する。 【０００２】 【従来技術とその問題点】電気外科療法には、無線周波
数電気エネルギを組織に加える療法を含む。電気エネル
ギは、電気外科発生器（ＥＳＧ）で発生して、活性電極
によって組織に加えられる。活性電極は、通常、小さな
断面積又は小さな表面積の領域を具備して、電気エネル
ギを外科的部位に集中させる。不活性帰路電極、すなわ
ち、患者電極は外科処置部位から離れた位置で患者に接
触して組織を通りＥＳＧまでの回路を完結する。患者電
極は、破壊的エネルギの集中をさけるために、寸法を比
較的大きくしてある。これとは別の、一対の活性電極を
“双極”形態で使用して、電気外科エネルギを２個の活
性電極間の組織を通し直接流して、２個の狭い間隔の電
極間に直接介在する組織に電気外科効果を限定すること
も可能である。 【０００３】主としてＥＳＧから供給される電気エネル
ギの特性に従って、多くの異なる電気外科効果を実現す
ることができる。それらの効果には、純然たる切断効
果、切断と止血を総合した効果、放電療法効果及び乾燥
療法効果がある。乾燥療法と放電療法は、通常まとめて
凝固といわれる。多くの通常のＥＳＧは、エネルギ供給
特性を選択的に変化できる能力をもっているので、生じ
る電気外科効果を変化できる。 【０００４】満足な放電療法効果を得ることは、特に難
しかった。外科医によっては、“ボビイ（Ｂｏｖｉ
ｅ）”装置として知られている古い火花ギャップ発生器
を放電療法に使用するのを好んだが、外科医によって
は、もっと新しいＥＳＧを切断、又は、出血しない切断
に使用するのを好んだ。事実、火花ギャップＥＳＧは以
前は標準的なものであったが、最近の固体ＥＳＧは満足
な放電療法効果が得られることで評価されている。実質
的に改良された放電療法効果が得られる一つの新型ＥＳ
Ｇと火花ギャップＥＳＧ及び従来の固体ＥＳＧとの両方
との比較は、本発明の譲渡人に譲渡された米国特許第
４，４２９，６９４号に述べられている。放電療法につ
いては改良が行われたが、いくつかの欠点は残ってい
て、それに対する満足な代替処置が見出せなかった。 【０００５】通常の放電療法では、活性電極の金属表面
上の多くの位置から空中に電気アークを生じさせ、その
アークをかなりランダムな予測できない方法で組織に接
触させることが特徴である。多くの場合、アークは活性
電極から出て、組織から離れた初期軌道を進んだのち、
実際的に曲って組織の面につきあたる。その結果とし
て、一様でなく、ランダムに集中した、すなわち分布し
たアーク・エネルギの供給となる。変った特性をもった
一様でない焼痂が組織の表面につくられることを、図
１、図２、図３Ａおよび図３Ｂに示した焼痂で例示し
た。従来技術による焼痂の特性を本発明の一部として研
究した。そのような特性がかなりの期間存在したのは、
従来技術によるものであったが、本発明による開発の結
果、従来技術による焼痂の初めての比較的完全な理解
と、実際的な凝固効果、すなわち止血効果が得られたと
信じられる。 【０００６】アーク・エネルギのランダムな供給によっ
て、直径（すなわち断面積の寸法）及び深さのかなり相
異する孔を生じることは、図１、図２、図３Ａ及び図３
Ｂに示す通りである。大きく、深い孔は、ほぼ同一位置
の組織に、反覆したアークが接触することによって形成
される。小さなアーク孔も組織内に存在するが、それら
は、大きなアーク孔の周囲に一様でない分布をしてい
る。小さなアーク孔は、同一位置の組織に対する１個の
個別アーク又は反覆の少ないアークによって形成され
る。小さなアーク孔は、大きなアーク孔に比べて直径す
なわち断面積が比較的小さく、また深さも比較的浅い。
大きなアーク孔と小さなアーク孔では、断面積の寸法及
び深さに極めて変化がある。また大きなアーク孔と小さ
なアーク孔との間の組織の間隔及び量についても、極め
て変化があって、実際的な孔の表面分布に変化を与えて
いる。 【０００７】アーク孔間の組織内には熱的壊死がおこ
る。熱的壊死の程度は、狭い間隔の大きなアーク孔間の
全体の炭化と広い間隔の小さなアーク孔間の焦げ又は炭
化のない壊死との間で相異する。 【０００８】形成される焼痂は、影響を受けない生存組
織の上に明瞭な二つの層をつくる。壊死をうけた組織の
アーク孔細網組織は、アーク孔のパターンによってつく
られるもので、このアーク孔細網組織は、図３Ａ及び図
３Ｂで参照番号３０で示した深さ、すなわち層まで延び
る。アーク孔細網組織３０は深いアーク孔の領域では深
くまで延びるが、浅いアーク孔の領域では実質的に浅い
ところまでしか延びない。アーク孔のランダムな分布と
深さとによって、アーク孔細網組織は深さが比較的一様
でない。アーク孔細網組織層の深さには、通常、かなり
の変化がある。熱により乾燥された組織の層３２がアー
ク孔細網層３０の下側に存在する。層３２中における組
織の壊死は、アークから消費される電気エネルギの電流
加熱効果による乾燥の結果としておこる。アーク孔細網
層３０に、アーク・エネルギが不均一に加わるので、乾
燥層３２も深さ及び位置が一様でない。乾燥層の深さに
も、通常、かなりの変化がある。 【０００９】与えられた組織の領域では、図３Ａの右側
に示したように、ある位置ではアーク・エネルギによる
影響が少い。薄いアーク孔細網組織と薄い乾燥層とを生
じる。これに反して、図３Ｂの左側に示したような領域
では、比較的厚い焼痂が形成される。極めて厚く炭化し
た焼痂は、もろいので、屈曲により、ひび割れを生じ、
通常、乾燥層の下の影響を受けない層３４から新たな出
血を生じやすい。薄い焼痂は可とう性があるので好まし
いが、薄い焼痂によって十分な凝固効果を得ることが困
難であった。 【００１０】従来の放電療法技術によってつくられる不
均一な焼痂の原因は、完全にはわかっていないが、多く
の要素が関係していることは明かである。最も大きく影
響する要素の一つは、活性電極と組織との間のアーク通
路内のインピーダンスの変化と考えられる。インピーダ
ンスの変化は、活性電極と組織との間のイオン化電圧の
変化によって空中をアークが進む距離の変化からおこ
る。外科医が組織から不変の距離に活性電極を維持する
ことは実際上困難であり、特に、拍動により、又は電気
エネルギを加える結果としての収縮及び膨張により組織
が動いているときは、さらに困難である。活性電極のラ
ンダムな位置からのアークは、また、異なる長さの通路
とそれによる異るインピーダンスとを生じる。組織と焼
痂を総合したインピーダンスは、電気エネルギを加える
と変化する。細胞の揮発及び細胞内湿気の蒸発によっ
て、組織の表面では、局部的な点ごとにインピーダンス
が変化する。焦げ物質が形成されると、アーク通路に影
響を及ぼし、つづくアークが同じ位置で組織に戻る機会
を与えることによって、前から存在しているアーク孔を
拡大させ、また、さらに焦げをつくることもある。 【００１１】一般の電気外科に関する別の問題は、肝臓
又は脾臓のような海綿状組織又は脉管組織、又は組織内
の高度に発達した脉管網目から表面に絶えず血液がにじ
み出る傾向のある他の組織には、効果的な放電療法を行
うことが不可能ではないが、極めて困難である。しばし
ば、にじみ出る血液の表面だけが凝固するが、血液層の
下の組織の面には浸透しない。血液の表面には、表面凝
塊を生じるが、この凝塊はたちまち抜け落ちて、一時的
な止血に終る。もちろん、一時的な凝塊が抜け落ちる
と、出血が続く。たとえ、組織表面に凝固効果が確定し
ても、同一位置へ戻るアークによって容易に破壊される
か、穴があけられて、より長く、より深いアーク孔を生
じる。より深いアーク孔は、焼痂に孔をあけて、焼痂の
下の生存組織内にのびて、連続的出血の通路をつくる。
アークによって生じる熱が焼痂の下の湿気を沸騰させ
て、その蒸気の圧力が焼痂を破裂させて、再度出血を開
始させる。 【００１２】通常の電気外科放電療法の組織に対する欠
点とは別に、いくつかの他の実際的問題も存在する。活
性電極からのアークは急速に活性電極の温度を上昇させ
る。電極の加熱は、多くの問題の原因となる。活性電極
が、不可避的ではあるが、組織に接触するとき、又は活
性電極が血液のような流体に浸るときは、組織又は血液
からのたんぱく質が変質して、活性電極の表面に付着す
る。電極上に焦げ物質が堆積すると、ついに十分高いイ
ンピーダンスを生じるために、も早や十分な電力が供給
できなくなる。外科医は、焦げ物質を拭い去り又は掻き
落して電極をつねにきれいにしなければならないので、
これが外科手術を中断させ、動揺させ、長引かせる。付
着している電極を組織の面から引き離そうとすると、新
しくできた焼痂を剥がしてしまうことがある。活性電極
上に焦げ物質がランダムに堆積すると、アーク・エネル
ギをよりランダムに供給するようになり、ランダムな供
給パターンを一層増加させる。焦げ物質によるインピー
ダンスの可変性質から、変らない電力を加えることは困
難又は不可能となる。焦げ物質が堆積すると、外科部位
を外科医が見ることの妨げとなる。活性電極の温度が十
分高いレベルに達すると、電極からの溶融金属を患者に
伝達して疑わしい効果を生じる。電極が組織に接触する
ことによって、生存組織と病変組織との間の相互汚染に
よる電位を生じる。相互汚染に関する臨床問題は現在十
分に理解されていないが、相互汚染の可能性を除けば明
かに有利である。電気外科療法が行われる空気環境によ
っては、組織の燃焼からかなり煙を生じる。煙は、有害
な臭いを発生するばかりでなく、組織の燃焼による煙の
中の微粒子には、有害な化学製品、ビールス、バクテリ
ヤ、ネオプラスチック・セルその他の危険物を含むこと
がある。もちろん、電気外科療法が通常行われる酸素環
境では紙の掛布、外科用海綿等を発火させうる電位が存
在する。 【００１３】通常の電気外科で、アークの発生及び適用
に関する代表的問題のいくつかは、電気外科発生器の動
作特性その他の特性を最適化することによって改善する
ことができる。米国特許第４，４２９，６９４号は、放
電中におけるいくつかの前述した欠点を減少させ、改良
したＥＳＧを開示している。しかしながら、電気外科に
前から、固有の制限があるため、多くの欠点はさけるこ
とができず、また多くの特性は通常の電気外科の技術及
び機器によっては改良することができない。 【００１４】通常のＥＳＧを使用して熱乾燥を行う、通
常の技術は、組織に接触しておかれた活性電極の平らな
面から電気エネルギを加えるのである。電気抵抗加熱効
果が活性電極から組織に流入する電流によって得られ
る。活性電極が比較的広い領域にわたる組織の表面に接
触するので、アークの発生は意図していない。熱乾燥効
果を実質的に広い領域に拡げるためには、活性電極を場
所から場所へと移動させる。熱乾燥は得られるが、活性
電極の平らな面に組織を付着させないか、又は活性電極
から接触していない表面領域へアークを生じないエネル
ギ・レベルを加えることは極めて困難である。活性電極
は点から点へと移動されるので、熱乾燥効果は不均一に
分布される。エネルギを加える点を重複させることによ
って、組織が付着する確率が増し、また、可変深さ効果
が拡大される。もちろん、活性電極を点から点へと移動
させることは、時間が極めて重要な手術において、多く
の時間を消費する。 【００１５】従来技術による乾燥療法は表面乾燥効果を
生じさせるためにだけ適用できる。また、電力の量を正
確に制御できないこと、組織の付着効果、その他から、
腸間膜のような極めて薄く、もろい組織、その他の外科
療法に電気外科療法を使用できなかった。 【００１６】従来から電気外科に存在していた欠点と問
題についての以上の要約した背景と対比することによっ
て本発明の利点と改良点がよく理解されるであろう。 【００１７】 【発明の構成と作用】一般的には、本発明の制御装置に
よって凝固を生じる電気外科技術は、所定のイオン化ガ
スを、組織からの自然流体を取去るのに十分な所定の流
量で、組織に対し指向された、すなわち柱状の噴流で好
ましくは薄片状噴流で導き、また同時に、ガス噴流中に
所定の無線周波数範囲の電気エネルギをイオン化導電路
を通して導くことを含む。放電療法を行うために、電気
エネルギは、イオン化通路中にアークとして導かれる。
乾燥療法を行うためには、電気エネルギは、イオン化通
路中にアークを生じない拡散電流として導かれる。 【００１８】本発明の制御装置で制御される放電療法で
生じる焼痂は、同一の止血効果又は凝固効果が得られ
る、従来一般の制御装置による電気外科放電療法に比べ
て大幅な改善が行われた。本発明の制御装置によってつ
くられる放電療法焼痂は、焼痂の面から組織に浸透する
アークによってつくられた孔をもち、外部から一般に均
一な深さの細網組織で、アーク孔は、寸法は小さく、数
は多く、断面積の寸法は同程度又は均一で、焼痂の面上
に均一な間隔に分布されており、また、隣接アーク孔間
の組織の壁の厚さが厚いので、ひび割れしない弾力性を
備えていることが特徴である。アーク孔細網組織の下に
は、一般に均一深さの熱により乾燥された層ができて、
この層がアーク孔細網組織を影響を受けなかった組織か
ら分離する。本発明によって得られる放電療法焼痂の熱
乾燥層は、また、従来の放電療法技術によって得られる
焼痂の熱乾燥層に比べて深さが浅い、さらにまた、本発
明によって得られる放電療法焼痂は、アーク孔細孔組織
に焦げ及び炭化が実質的に存在しないという特徴があ
る。 【００１９】小さい寸法の、浅く、一様に分布されたア
ーク孔は、より効果的に血液凝固を活性化し、また凝塊
を支持するに必要な細網組織をつくる。アーク孔細網組
織と熱乾燥層の双方の深さが浅いために、焼痂の屈伸性
と弾力性を増大し、また、再出血を生じるひび割れの可
能性を減少している。放電療法焼痂がより均一な深さを
もつので、組織の表面に、より効果的な凝固効果及び組
織効果が得られる。本発明の実施によって得られる放電
療法焼痂の深さが浅いことによって、組織の破壊が少く
て、しかも改良された凝固が得られる。 【００２０】本発明の制御装置による乾燥凝固は、全く
新らしい電気外科効果と信ぜられるものであって、つく
られる乾燥焼痂が下部の無影響組織を実質的に密封する
程度までに熱壊死及び乾燥を受けた単一層の組織である
ことを特徴とする。従来技術の熱乾燥凝固と比較して、
本発明によって得られる焼痂の熱乾燥層は、比較的薄く
て深さが均一である。電気エネルギによって生じる孔の
ないことが特徴である。アークを生じない拡散電流の組
織への結合効果は穏やかであるので、腸間膜のような薄
い組織及び顕微外科応用のような、従来電気外科はうま
く適用できなかった外科処置にも、本発明の乾燥技術を
適用することが可能になる。 【００２１】ガス噴流の流量は、組織から流体を取除く
のに十分なものであって、組織を覆う流体の頂上ではな
く、組織の支質すなわち組織の支持構造体中に焼痂が形
成できるようにしなければならない。満足な焼痂特性を
つくり、また、本発明の良好な動作を得るためには、ガ
ス噴流に電気エネルギを供給する電気外科発生器は、比
較的広い内部インピーダンス特性をもたなければならな
い。ガス噴流は通常、組織表面から流体を取除くもので
あるが、インピーダンス特性は、電気外科発生器のイン
ピーダンス曲線の下端において、十分な電力を流体又は
流体で覆われている組織に伝達できるものでなければな
らない。インピーダンス特性は、また、組織上への作用
効果をさけるため、ガス噴流を組織から十分隔離すると
きに、電気外科発生器インピーダンス曲線の上端におい
て十分な電力を伝達して、所定の流量で流れているガス
をイオン化できるものでなければならない。一般に、電
気外科発生装置のインピーダンス伝達特性の上端は、従
来技術の固体電気外科放電療法装置の通常のインピーダ
ンス範囲の上端を約２倍から３倍こえてのびるものでな
ければならない。 【００２２】本発明の制御装置には、多くの他の特徴が
あり、また、従来技術の凝固技術に対する多くの改良を
含む。これら多くの特徴及び改良は、好適実施例につい
て添付図面を参照して以下に詳細説明する。 【００２３】 【実施例】本発明の制御装置を実施する電気外科装置
（ＥＳＵ）の全体を図４に示し、参照符号４０で表わし
た。このＥＳＵ４０は、３個の主要構成部分として、外
科医によって操作されるペンシル４２、ガス供給装置４
４、および、電気外科発生器（ＥＳＧ）４６を含む。可
とうコード４８がガス供給装置４４とＥＳＧ４６とをペ
ンシル４２に接続する。ガス供給装置４４は、コード４
８内の複数個の個別通路、すなわち、管路５０を通して
所定のガスをペンシル４２に供給する。ガスは、ペンシ
ル４２のノズル５２から指向性をもった、実質的に滑ら
かで動揺のない層流状の流れ、すなわち噴流５４として
放出される。この噴流５４は、ペンシル４２の構造によ
って、図４に示すように、柱状となる。ＥＳＧ４６は、
電気エネルギをコード４８の供給導体５６によってペン
シル４２に供給する。導体５６は、ノズル５２内に延び
る針状電極５８に電気的に接続される。ＥＳＧ４６から
供給される電気エネルギは、ノズル５２を通って流れる
ガスをイオン化するのに十分な所定の特性をもったもの
であって、噴流５４内にイオン化通路を生じる。電気エ
ネルギは噴流５４中のイオン化通路を人体組織６２まで
進行して、その組織６２に所定の電気外科効果を生じ
る。 【００２４】ＥＳＵの放電療法動作形態を、以下に“マ
クロ”動作形態とも呼ぶがこの動作形態では、電気エネ
ルギがイオン化通路内をアーク６０の形で伝達される。
アーク６０は噴流中を進行して、電気外科部位の組織６
２に達する。噴流５４は組織の表面上では少し拡がりま
た、アーク６０も噴流５４の断面積に比べてやや拡大し
た組織表面の領域に分散する。アークの電気エネルギは
組織６２内に伝達されて、上部アーク孔の細網組織すな
わち層３０とその下に乾燥層３２とをつくる。アーク孔
細網組織３０と乾燥層３２とは図４に略図で示し、ま
た、実際の状態を図２１、図２２、図２３Ａ及び図２３
Ｂに示したが、これらの詳細は後で説明する。 【００２５】ＥＳＵの乾燥動作形態を以下には“ミク
ロ”動作形態ともいうが、その動作形態では、噴流５４
中のイオン化通路が電極５８からの電気エネルギをアー
クを生じない導電電流として伝達する。アークが存在し
ないので、組織内に孔を生じない穏やかな結合効果が組
織に生じる。後で詳細説明するが、乾燥療法電気外科効
果が生じて、図４に３２で略示した層と類似の乾燥層だ
けが組織の表面に形成される。実際の乾燥効果を図２４
及び図２５に示したがこれらについては後で詳細説明す
る。図４に符号３４で示したような正常で影響を受けな
い組織が表面乾燥層３２の下部に存在する。組織の表面
で小さく拡がる噴流が、噴流の断面積の寸法に比べて小
さく拡大した面積をもつ組織面上に、アークを生じない
電流を結合させる。この型式の乾燥凝固電気外科効果
は、電気外科の分野で、いままで得られていなかった。
組織に対する乾燥効果は、ＥＳＵを使用した、全く新規
で異る型式の電気外科処置を実現する可能性を提供す
る。 【００２６】噴流５４を通して供給される電気エネルギ
は、組織６２を通過して、組織６２に接触している帰路
電極すなわち患者電極板７０に達する。患者電極板７０
は帰路電気導体７２によってＥＳＧ４６に接続される。
従って、ＥＳＧ４６からペンシル４２に達し、噴流５４
を通り、組織６２に達してこれを通過し、患者電極板７
０に達し、帰路導体７２を通ってＥＳＧ４６に戻る完全
な電気回路が設定され、ＥＳＧ４６からのエネルギを導
く。 【００２７】ペンシル４２内の適当な動作状態を検出す
るために、ペンシルに導かれるガスの一部が、コード４
８のセンサ管路７４に戻される。センサ管路７４内のガ
スの特性は、ガス供給装置４４によって検出されて、電
気エネルギを供給導体５６によってペンシル４２に加え
る以前に一定の動作状態を設定する。 【００２８】ペンシル４２、ガス供給装置４４、ＥＳＧ
４６、噴流５４の特性及び噴流中に結合されるエネルギ
の本発明における詳細と重要性、ならびに組織効果の特
性及び他の生理的効果については以下に説明する。 【００２９】ペンシル ノズル及び電極支持装置１００、カプラ装置１０２、及
びハンドル１０４を備えるペンシル４２を図５及び図６
に示した。ガス供給装置４４及びＥＳＧ４６（図４）か
らのコード４８は、ハンドル１０４の開放内部の後部内
に延びる。カプラ装置１０２は、動作時にノズル及び電
極支持装置１００をハンドル１０４内のコード４８の端
末に接続する。ハンドル１０４は、一般に、ペンシル内
の素子を支持しており、ペンシル４２を使用するときに
握り締められる。 【００３０】カプラ装置１０２には、コードの前方端末
に接続するコード保持器１０６を含む。保持器１０６に
は、複数個の後向きの管１０８を含み、これらの管を通
る通路１１０が形成される。各管１０８は、コード４８
の管路５０及び７４のうちの一つに挿入される。通路１
１０は保持器１０６を通して管路５０及び７４中にガス
を導く。中心孔１１２が保持器１０６に設けられて、コ
ード４８の電気導体５６が中心孔１１２を通って延び
る。管１０８の外面と中心孔１１２の内面に、接着剤を
加えて、コード４８を所定位置に保持する。 【００３１】コード４８の供給導体５６は管状保持器１
０６を通りその前方まで延びる。電気コネクタ１１４は
導体５６の前方端末に電気的に接続される。電気コネク
タ１１４は、管状保持器１０６の最前面の前方に配置さ
れる。図６に示したように、電気コネクタ１１４は、カ
プラ装置１０２のカプラ・スリーブ１１９の後部壁、す
なわち仕切部分１１８内に設けられたレセプタクル１１
６内に差込まれて保持される。レセプタクル１１６の前
方端にある肩部１２０がペンシルの使用中、電気コネク
タ１１４がカプラ・スリーブ１１９から前方に引出され
るのを防止する。 【００３２】カプラ・スリーブ１１９をハンドル１０４
の前方開放端に挿入すると、それにより、カプラ・スリ
ーブ１１９は電気コネクタ１１４と管状保持器１０４と
をハンドル１０４の内部の位置に保持する。ハンドル１
０４はシリコンの管から製作するのが好ましく、カプラ
・スリーブ１１９をハンドル内部に適合させるため化学
物質中で膨張させたのち、化学物質から取出すと、ハン
ドル１０４はもとの寸法に戻る。ハンドル１０４の肩部
１２２はカプラ装置の対応した形状の輪形突起に接触し
て、カプラ・スリーブ１１９が引抜けるのを防止する。 【００３３】ポート１２６は、保持器１０６内の通路１
１０に対応して位置合せして、仕切部分１１８を通して
形成される。従って、ポート１２６は仕切部分１１８を
通る管路５０及び７４内にガスの導管を連続させる。 【００３４】接続用ガスケット部材１２８をカプラ・ス
リーブ１１９の前方開放端末に挿入して、仕切部分１１
８と、接続される。ガスケット部材１２８には、複数個
の後向き管状延長部１３０を含み、この管状延長部１３
０が仕切部分１１８のポート１２６内にはまる。導管１
３２がガスケット部材１２８及び管状延長部１３０を通
って設けてあり、ガスを管路５０から、ノズル及び電極
支持装置１００の内部１３４、に導く。中心孔１３６
が、ガスケット部材１２８に、電気コネクタ１１４と位
置合せして設けてある。電極５８の後方端末は、中心孔
１３６を通ってコネクタ１１４と電気的に接続される。
ガスケット部材１２８は、可とうシリコン材料で製作す
ることが望ましく、また、ガス気密封入が電極５８の後
方端末の周囲に施してある。 【００３５】ノズル及び電極支持装置１００は、ハンド
ル１０４の前方端末よりも更に前方に延びる前方部分１
３８を含む。前方部分１３８の内部１３４はそこを通り
煙突状構成部１４０及びノズル５２内へガスを流通させ
る。煙突状構成部１４０及びノズルの長さと直径の関係
によって、ガスをノズル５２から実質的に指向性をもっ
た薄片状の噴流５４（図４）に放出させる。 【００３６】ノズル内のガスは、針電極５８の中心に位
置する、前方の、支持されてない端末に沿って流れる。
複数個の半径方向のリブ１４２が、図６、図８及び図９
に示したように、ノズル及び電極支持装置１００の後方
端末部分に沿って軸のまわりに延びる。リブ１４２は軸
方向に延びる中心コア１４４を支持し、コア内に針電極
５８が延びてしっかりと保持される。中心コア１４４と
針電極５８を支持するほか、リブ１４２は、ノズル５２
に到るガスを通し、導き、かつ円滑化する作用をする。
位置合せ突起１４６は、前方端末部分１３８から外側に
延びて、カプラ装置１０２内につくられた刻み目１４７
にはまってペンシル内のノズル及び電極支持装置１０の
向きを正しく定めることは、図５及び図８に示した通り
である。 【００３７】図５、図６及び図９に示したように、扇形
センサ板１４８がノズル及び電極支持装置１００の後端
において、リブ１４２の少くとも１個に接続して、針電
極５８及びコア１４４から半径方向の垂直外側に延び
る。センサ板１４８の最も外側縁に、一対の円形突起１
５０がセンサ板１４８から後方に延びる。通路１５２が
突起１５０で囲まれた中心の凹みの間に延びる。図６に
示したように、ノズル及び電極支持装置１００がカプラ
装置１０２内に摩擦をもって挿入され、接続されると
き、突起１５０はガスケット部材１２８内に形成される
２個の導管１３２ａ及び１３２ｂと位置合せになる。セ
ンサ板１４８は、流体の漏れない方法でガスケット部材
１２８と接触して、導管１３２ａと１３２ｂとの間の通
路１５２を流れる流体の漏れない通路をつくる。導管１
３２ａは一つのガス供給管路５０と流体が連通し、ま
た、導管１３２ｂはセンサ管路７４と流体が連通する
（図５）。 【００３８】ノズル及び電極支持装置１００が正しくペ
ンシル４２中に保持されるときは、一つのガス供給管路
５０からペンシルを通りセンサ管路７４に通じる流体の
漏れない通路ができる。ガスの圧力及び流量は、センサ
管路７４を通って、ガス供給装置まで戻し導かれて（図
４）、ここで、ノズル及び電極支持装置１００の適正な
接続が確定されるために検出が行なわれる。ＥＳＧはノ
ズル及び電極支持装置１００が正しくペンシル内に挿入
された後に限り電気エネルギを供給する。 【００３９】図６に示したように、弾力性ガスケット１
５４がノズル及び電極支持装置１００の内部フランジ１
５６のまわりに円周上に延びて、ノズル及び電極支持装
置１００とカプラ装置１０２との間のガスの漏れない封
入を行う。ガスケット部材１２８は、ノズル及び電極支
持装置１００がペンシル内に保持されるとき、ガスケッ
ト部材１２８が形成される材料の弾性によって、針電極
５８の後方端末周囲の流体漏れのない封入を行う。弾力
性あるガスケット部材１２８及びガスケット１５４を圧
縮すると、コード４８内の管路５０からガスの流れを、
ノズル及び電極支持装置１００内でノズル５２の外側に
閉じ込める漏れのない接続ができる。 【００４０】針電極５８は導電性金属材料で製作するも
のが好ましい。ノズル及び電極支持装置１００の他の部
分ならびにカプラ装置１０２は成形可能なポリスルホン
・プラスチック又は弾性材料で製作することが好まし
い。 【００４１】ノズル及び電極支持装置１００をペンシル
４２から取外し可能としてあるので、清掃のためアクセ
スすることが可能である。ペンシル４２は一体構造とし
ないで、清掃又は部品交換のため、分解することができ
る。部品の更新又は取替えに要する費用を節約できるこ
とは、ペンシル４２に重要な特徴である。外科治療中
に、新規又は異なるノズル装置が必要なときは、迅速に
取替えることができる。ノズル及び電極支持装置１００
は使い捨てにできるが、ペンシルの他の部分は繰返し使
用できる。ノズル及び電極支持装置を除くペンシルの部
分は、取替えが必要となる前に、多数回の殺菌に耐える
ように製作される。 【００４２】取外し可能でしかも使い捨て可能なペンシ
ルのノズル及び電極支持装置１００の重要な特性を具備
させ、またノズル及び電極支持装置１００が正しく接続
されないとき、ＥＳＵの動作を防止する安全性をもたせ
るために、本発明によるＥＳＵでは、ペンシル内のノズ
ル及び電極支持装置１００の適正な接続を検出する装置
を取付けてある。センサ板１４８ならびにコード４８中
の別個のガス供給管路５０とセンサ管路７４とによる強
力的装置が前述した型式のＥＳＵの動作についての安全
性を著しくかつ好ましく改良した。 【００４３】ペンシル４２によって得られる他の重要な
改良は、漂遊漏れキャパシタンス通路の減少である。供
給導体５６及び電極５８から供給される電気エネルギの
動作周波数及び電圧によって、実際上どの型式のＥＳＵ
でも 外科医の手及び周囲の環境に対して放射及び漏れ
伝達を生じる若干の電位が存在する。電気エネルギ供給
導体をガスを含む管路５０及び７４に囲まれた中に配置
することによって、コードの外部環境へのキャパシタン
ス結合通路の長さは最長とある。漂遊キャパシタンス通
路の長さが増加することによって、漂遊キャパシタンス
を通る漏れ電流が減少がおこる。漏れキャパシタンスを
減少させることは、その通路を流れる電気エネルギの量
を減少させるので極めて重要である。同様に、コード４
８の中の供給導体５６を中心位置に配置することによっ
てコード４８の長さに沿う、漏れキャパシタンスが減少
できる。 【００４４】ガス供給装置 ガス供給装置４４の詳細を図１０に示した。少くとも１
個のガス源２００を、好ましいのは第２の異るガス源２
０２も併せて備えることである。ＥＳＵのマクロ動作形
態及びミクロ動作形態のそれぞれに異る型式のガスを使
用する。導管２０４と２０６とは、それぞれ、ガス源２
００及び２０２からのガスを通常のガス選択弁２０８へ
導く。電気信号により動作される弁駆動装置２１０は、
ガス選択弁２０８の内部の機械的素子を制御する。弁駆
動装置２１０に加わる所定の信号によって、ガス源２０
０又は２０２のうちの選択された一方のガス源からのガ
スがガス選択弁２０８を通って通常の圧力調整器２１２
に導かれる。圧力調整器２１２は、選択されたガスを所
定の一定圧力で通常のガス供給弁２１４に供給する。弁
駆動装置２１６は、弁駆動装置２１６に加わる電気信号
に従って、ガス供給弁２１４の開放及び閉鎖を制御す
る。ガス供給弁２１４がガス駆動装置２１６によって開
放状態に動作させられるとき、ガスは弁２１４を通って
フィルタ２１８まで流れる。フィルタ２１８は通常の
“ＨＥＰＡ”型であって、そこを流れるガスをろ過し
て、一定寸法、例えば０．３ミクロン以上の微粒子及び
病源生物を取除く。 【００４５】フィルタ２１８からのガスは、通常の流量
制御器２２０に加わる。流量制御器２２０はそこを通過
して導管２２２に進むガスの流量の制御を行う。導管２
２２に流入するガスは、コード４８の管路５０内に導か
れる（図４）。流量制御器２２０を通過するガスの量
は、そこに加わる電気信号によって定められる。 【００４６】ガス供給弁２１４はペンシルへのガスの供
給を選択的に制御する。後で詳細説明するが、ガス供給
弁２１４に対する弁駆動装置２１６への信号は、外科医
によって選択的に発生される。流量制御器２２０によっ
て定められるペンシルへのガス流量は、外科処置の型式
及び外科処置中に使用されるガスの型式（ガス源２００
又は２０２からの一つのガス源）に従って、外科医によ
り選択される。 【００４７】電気エネルギをペンシルに加える前に、適
正なガス供給状態を決定するために、２個の圧力トラン
スジューサ２２４及び２２６によって、ガス圧力及び供
給状態が検出される。圧力トランスジューサ２２４及び
２２６は、それぞれ、流量制御器２２０の前後のガス流
通路に接続される。トランスジューサ２２４は、流量制
御器２２０へ供給されるガスの圧力に対応する信号を供
給するトランスジューサ２２４にガス圧力が存在するこ
とは、選択された一つのガス源２００又は２０２が動作
中であることを示す。トランスジューサ２２６は、コー
ド４８の管路５０内で、ペンシル４２のノズル５２の内
部１３４におけるガスの圧力に比例した信号を供給する
（図５及び図６）。トランスジューサ２２６におけるガ
ス圧力の値は多くの状態を示す。トランスジューサ２２
６におけるガス圧力が高いときは、つまったコード又は
ペンシルが表示される。極端に低い圧力は、接続されな
いノズル及び電極支持装置又は破断したコードを示す。
トランスジューサ２２４と２２６とによって供給される
信号を比較することは、ＥＳＵに対する適正なガス供給
状態を決定するための一手法である。 【００４８】さらにペンシル４２内へのノズル及び電極
支持装置１００の適正な装着を決定するために（図５及
び図６）、センサ管路７４内のガスの圧力及び流量が検
出される。コードのセンサ管路７４（図４）からのガス
の圧力及び流量は導管２２８に加えられる。圧力トラン
スジューサ２３０は、圧力を表示する信号を供給する。
通常のベンチュリ管２３２が導管２２８に接続されて、
ガスの流量を表わす信号をトランスジューサ２３４に与
える。圧力トランスジューサ２３０からセンサ管路の圧
力を表わす信号を得、また、ベンチュリ管２３２によっ
てセンサ管路を通って戻るガスの流量を表わす信号を得
ることによって、ペンシルのノズル及び電極支持装置が
ペンシル内に正しく装着され保持されていることを決定
することができる。ノズル及び電極支持装置１００がカ
プラ装置内に十分挿入されていないときは（図６）、圧
力トランスジューサ２３０からの信号は減少する。その
ような状態では、センサ板１４８はガスケット部材１２
８と軸がずれているので、導管１３２ａと１３２ｂとの
間の通路（図７）は流体を漏らさない通路を構成しな
い。また、そのような状態にあっては、圧力又は流量の
いずれかがセンサ管路内で減少して、それが図１０に示
した導管２２８へ連通する。もちろん、ノズル及び電極
支持装置がペンシルの内部で正しくない位置に挿入され
るときにも同様な状態がおこる。そのような不正位置へ
挿入しようとしても、位置合せ突起１４６によって不可
能なものではある（図８）。 【００４９】導管２２２及び２２８をコード４８の管路
に接続しまた、コード４８の導体５６へ、ＥＳＧ４６か
らの電気接続を行う（図４）ためのコネクタを図１１Ａ
及び図１１Ｂに示した。図１１Ａに示しためすコネクタ
２４０は、ＥＳＧ及びガス供給装置のハウジング２４１
内に保持される。絶縁された電気導体２４２が電気エネ
ルギをコネクタ２４０に供給する。導体２４２は、めす
レセプタクル２４４の軸中心に取付けられる中心ピン・
レセプタクル２４３に電気的に接続される。管２４６が
コネクタ２４０の後部から外側に延びる。マニホルド・
ディスク２４８をコネクタ２４０の内部に配置して各管
２４６の内部２５０からのガスを弾性封入ディスク部材
２５４内の内部通路２５２と連通させる。管２４６及び
通路２５２は、それぞれ、コネクタの後部で内部レセプ
タクル２４４内に円周状に配置される。止めナットのめ
すねじ部分もコネクタ２４０の一部である。 【００５０】図１１Ｂに示したおすコネクタ２６０に
は、前方端末部を含む。複数個の通路２６４が前方端末
部２６２を通って軸方向に形成される。各通路２６４
は、中心コネクタ片２６８内に形成されて延びる導管２
６６と連通する。管状部分２７０が中心コネクタ片の後
方に延びて導管２６６を画定する。管状部分２７０はコ
ード４８の管路５０（及び図示していない７４）内に延
びる。コード４８の供給導体５６は、中心孔２７２を通
って、コネクタ片２６８内に延びる。中心コネクタ片２
６８の前方突出部２７４が前方端末部中２６２中に導体
５６を支持する。おすピン・コネクタ２７６は、供給導
体５６の外部端末に電気的に接続される。回転ナット２
７８は、前方端末部２６２の背後でコネクタ２６０に接
続される。コード４８をコネクタ２６０内にしっかりと
保持するために、管状部分２７０を管路５０及び７４内
に押し込む前に管状部分２７０の外部周囲に接着剤を加
える。供給導体５６の絶縁物の周囲にも、また、接着剤
を加えて、コネクタ２６８の中心孔内に導体５６をしっ
かりと保持する。回転ナット２７８を次に取付け、前方
端末部２６２を接着剤によって中心コネクタ片２６８に
装着する。コネクタ２４０と２６０とを接続するには、
前方端末部２６２をレセプタクル２４４内に挿入する。
前方おすピン・コネクタ２７６は、めすピン・コネクタ
２４３のレセプタクル内に延びる。前方端末部２６２の
スロット２７９にはまるレセプタクル２４４の位置合せ
リブ２７７によって、各通路２６４は、通路２５２の一
つと位置合せされる。ナット２７８のねじ切り部分をめ
すねじ部分２５６のねじ切り部分にねじ込むことによっ
て、ナット２７８を内部レセプタクルに締付けることが
できる。このようにして、管内部２５０からマニホルド
・ディスク２４８の通路の通り、通路２５２と２６４と
を通り導管２６６を通って、コード４８内の管路５０と
７４に到る、流体の漏れない通路ができる（図５）。 【００５１】管２４６のそれぞれには、別個のホースが
接続される。これらのホースは、導管２２２（図１０）
がガスを供給する共通マニホルドに接続される。センサ
管路７４（図４）と連通する管２４６の一つは、別のホ
ースで導管２２８（図１０）に接続される。 【００５２】コネクタ２４０及び２６０を使用するの
で、希望又は必要に応じて、コード４８及びペンシル４
２の付属部分（図６）を比較的便利に取替え可能であ
る。コード及びペンシル部分は、希望によって殺菌でき
る。コネクタ２４０及び２６０は、また、コード４８の
全長に沿って中心に配置される供給導体５６に電気エネ
ルギを導く装置としても動作するので、漏れ電流を減少
して、外科部位以外に意図しない余分な電気エネルギの
伝送に対する安全性を増し前述した利点を確実にする。 【００５３】電気外科発生器（ＥＳＧ） ＥＳＧ４６の主要素子を図１２に示した。ガス供給装置
４４は、図１０についてすでに説明した。制御スイッチ
３００は信号を送って、ペンシルへのガスの供給を開始
させ、また、ペンシルへのガスの供給とガス噴流に対す
る電気エネルギの供給との両方を開始させる。ペンシル
からのガスの噴流で、電気エネルギを導かないものは、
外科医によって、通常、電気外科凝固効果を生じさせる
電力を加える以前に組織から流体を取除く、すなわち、
組織を乾燥させるために加えられる。堆積した流体がガ
ス噴流によって払いのけられると凝固に対するガスの流
れが、流体を十分取除いて、よりよい凝固効果を得るこ
とができる。 【００５４】ＥＳＧ４６には前面盤制御装置３０２を含
む。スイッチやポテンシオメータのような多くの制御装
置によって、凝固中に供給される選択された量の電力を
定める信号、ペンシルから供給されるガスの選択された
流量を定める信号、ガスが供給される二つのガス源２０
０又は２０２（図１０）のうちの一つを定める信号、そ
の他の信号を供給する。ガス供給装置４４を制御する信
号は、前面盤制御装置３０２からガス供給装置４４に送
られる。ペンシルからのガスの圧力及び流量の信号も、
電気エネルギの供給以前にペンシルのノズル及び電極支
持装置１００の適正な接続（図５及び図６）を決定する
ために、前面盤制御装置３０２を通して送られる。 【００５５】論理制御回路３０４は、ＥＳＧ４６の主制
御構成部分である。論理制御回路３０４は、制御スイッ
チ３００からの信号を解読して、ペンシルへのガス及び
電気エネルギの供給を可能とする。ガスに関する警報状
態は、論理制御回路３０４によってガス供給装置４４か
ら供給されるガスに関する警報信号に応答して検出され
る。論理制御回路３０４は、すべてのエネルギ要求及び
ガス警報状態が満足されるまでは、無線周波数電気エネ
ルギをペンシルに供給するのを阻止する。 【００５６】論理制御回路３０４がすべての適正な動作
可能信号を受信するとき、電力供給制御回路３０６が論
理制御回路３０４からの信号によって動作開始となる。
電力供給制御回路３０６は電力供給装置３０８を制御す
る。電力供給装置３０８は、通常の交流電源３１０から
の電気エネルギを受け入れる。電力供給制御回路３０６
は電力供給装置３０８を制御して、所定の電力量を供給
させる。電力制御のために帰還信号が電力供給装置３０
８から電力供給制御回路３０６に加えられる。 【００５７】所定レベルの電力が電力供給装置３０８か
らＲＦ駆動回路３１２に供給される。論理制御回路３０
４は、ＲＦ切替信号をＲＦ駆動回路３１２に加えて、Ｒ
Ｆ駆動回路３１２が電力供給回路３０８からの電気エネ
ルギをＲＦ駆動パルスによって定められる周波数で共振
出力回路３１４に選択的に結合させる。エネルギは共振
出力回路３１４からペンシル４２に伝達され、また、電
流は、患者電極板７０から共振出力回路３１４に戻る
（図４）。ＲＦ駆動回路３１２は、ＲＦ駆動パルスによ
って定まる所定の周波数で共振出力回路３１４を充電
し、また、共振出力回路３１４は、その共振周波数で電
気エネルギを外科部位の組織に導いて放電する。 【００５８】アーク・センサ回路３１６は、放電療法
中、複数個の電力レベル、特に所定最大目標電力レベ
ル、所定目標電力レベルのうちの一つと、所定動作供給
電力レベルとの間で、供給電気エネルギの値を切替え
る。アーク・センサ回路３１６が信号を論理制御回路３
０４に送ると、論理制御回路３０４が電力供給回路３０
８及びＲＦ出力駆動回路３１２から共振出力回路３１４
に導かれる電気エネルギの量を制御する。ペンシルが組
織から所定の動作距離内に置かれないときは、最大目標
電力レベルがペンシルから供給される。ペンシルを組織
へ十分近接した所定距離まで移動させるときは最大目標
電力レベルは自動的に最小目標電力レベルに減少され
る。所定の十分な近接は、共振出力回路からアーク・セ
ンサ回路３１６に加わる信号によって決定される。ペン
シルが組織までの所定近接距離に留まるとき電力レベル
は自動的に動作電力レベルに切替えられる。アーク・セ
ンサ回路３１６は、共振出力回路３１４の信号によって
反映されるように、アーク状態を検出して適正な電力供
給レベルを決定する。 【００５９】放電療法よりも、もっと穏かで積極性の少
ない乾燥療法を行うためには、かなり低いレベルの動作
電力を連続的にペンシルに加え、また、異なるガスを使
用するのが好ましい。ペンシルが組織から十分離してお
かれるとき、連続的に加える電力によってペンシルから
放出されるガス噴流中にコロナ放電を生じる。このコロ
ナ・ビームは、動作レベルの電力が組織に加えられる点
をねらう、すなわち、指向するように使用することがで
きる。ペンシルを組織に十分近くまで移動させると、コ
ロナ・ビームの長さは生長して、ついに、ペンシルから
組織までの全体の伝導がガス噴流中に生じる。アーク・
センサ回路３１６は乾燥療法中は動作しない。乾燥のた
めに加えられる電力の動作レベルは比較的低くて、異る
レベル間の切替は不必要であるからである。 【００６０】制御スイッチ３００は、電気外科で一般に
使用される足踏み制御スイッチのような一般的な装置で
あるので詳細な説明はしない。制御スイッチ３００は、
また、ペンシル上に取付ける指操作電気スイッチの形と
することもできる。制御スイッチ３００から供給される
２個の信号には、図１４に示したように、導線３２０に
加えられる“ＣＳ ＧＡＳ”信号と導線３２２に加えら
れる“ＣＳ ＣＯＡＧ”信号とがある。ＣＳ ＧＡＳ信
号は、外科医が電気エネルギをガス噴流に加えないで、
ペンシルからガス噴流だけの供給を欲したときに発生さ
れる。また、ＣＳ ＣＯＡＧ信号は外科医が選択した所
望ガスの流れ及び電気エネルギの両方を供給することを
欲するときに発生される。 【００６１】ＣＳ ＣＯＡＧ信号は、マクロ動作形態が
選択されたか又はミクロ動作形態が選択されたか従っ
て、放電療法におけるガス噴流中に最大目標電力供給レ
ベル及び乾燥療法における選択された動作電力供給レベ
ルを最初に定める。その後、ペンシルが組織から所定近
接距離に接近すると、アーク・センサ回路が論理制御回
路３０４を自動的に放電療法用の動作所定電力レベルに
切替えさせる。 【００６２】前面盤制御装置３０２の詳細を図１３に示
した。スイッチ３２４は放電療法が希望されるか、乾燥
療法が希望されるかによって、ガス源２００又は２０２
（図１０）のうちの一つから供給されるガスの型式を選
択するために設けてある。スイッチ３２４の位置に従っ
て“ガス源”信号が導線３２６に加えられる。導線３２
６にガス源信号が存在するときは、ガス源の一方又は他
の選択を表わし、また、導線３２６にガス源信号が存在
しないときは、他のガス源の選択を表わす。 【００６３】スイッチ３２８は、本発明によって可能な
二つの異なる型式すなわち形態の凝固効果のうちの、放
電療法か乾燥療法かどちらかを選択するために設けてあ
る。放電療法凝固効果は、電気エネルギがイオン化ガス
通路内をアークによって組織まで伝達されるときに生じ
るものでこの型式の動作は、極めて大きな積極的組織効
果によって“マクロ”動作形態と呼ぶ。乾燥療法凝固効
果は、なるべく異なる型式のガスを比較的低い流量で流
す噴流中にアークを生じない電流として比較的小量の電
気エネルギを拡散結合することによって得られるもので
あって、この型式の動作を以下に“マイクロ”形態の動
作と呼ぶ。マクロ形態の動作では、電源３３０からの電
圧がスイッチ３２８を通って表示電球３３２に結合され
る。導線３３４における信号レベルは、論理低レベルで
あって、マクロ形態の動作が選択されていることを表わ
す。スイッチ３２８を他の位置に切替えると、電源３３
０からの電圧を導線３３４に論理高レベルを生じるよう
に加え、表示電球３３６を点灯して、マクロ動作状態を
表示する。導線３３４に加わる信号は“ミクロ／マク
ロ”信号であって、この信号の低レベル及び高レベルは
それぞれマクロ形態の動作及びミクロ形態の動作を表わ
す。 【００６４】必要に応じて、スイッチ３２４と３２８と
を一緒に接続することによって、一つの特定のガス源を
いつも特定の形態の動作に使用することができ、また、
その逆の使用も可能である。 【００６５】流量ポテンシオメータ３３８は、ペンシル
から噴流に放出されるガスの所望の流量を外科医が選択
することを可能とする。ポテンシオメータ３３８からの
信号は、バッファに加えられる。“Ｖ流量”信号が導線
３２４に加えられる。Ｖ流量信号は、ポテンシオメータ
３３８からの信号に関係するアナログ信号である。導線
３４２におけるＶ流量信号はペンシルから流れるガスの
選択された流量に関係する。 【００６６】別のポテンシオメータ３４４によって、マ
クロ形態又はミクロ形態のいずれかの動作においても、
ペンシルから供給される動作電力の所定レベルすなわち
所定値を外科医が選択することを可能とする。バッファ
３４５はポテンシオメータ３４４からの信号を受信して
導線３４８に“Ｖ ＡＣＴ”信号を供給する。導線３４
８におけるＶ ＡＣＴ信号は、外科医が選択した電圧又
は動作電力の最大値に関係するアナログ信号である。ポ
テンシオメータ３４４からの信号は、また、導線３３４
のミクロ／マクロ信号とともにスケール装置３４６に加
えられる。導線３３４におけるミクロ／マクロ信号が低
レベルのときは、スケール装置３４６は、ポテンシオメ
ータ３４４で発生された信号のレベルを所定のスケール
・レベルに変える。導線３３４のミクロ／マクロ信号が
高レベルのときは、スケール装置３３４から供給される
信号は、異る所定レベルに変えられる。スケール装置３
４６からの信号は、アナログディジタル変換器、セグメ
ント駆動器及びマルチプレクサ３５０に加えられる。ス
ケール装置３４６からの信号は、マルチプレクサ３５０
によって得られる表示のスケールすなわち利得を変化さ
せる。 【００６７】アナログディジタル変換器、セグメント駆
動器及びマルチプレクサ３５０は、導線３５６によって
“ＶＦ ＤＩＧ”信号を受信し、また、選択された動作
の形態に従って外科医に選択された動作電力の値を表わ
すアナログ信号をスケール装置３４６から受信する。図
１０の説明からわかるように、導線３５６におけるＶＦ
ＤＩＧ信号は、導線３４２におけるアナログ信号で表
わされるガスの選択された流量を表わすディジタル信号
である。導線３５２に加わる多重化信号の制御によっ
て、マルチプレクサ３５０はスケール装置からの信号を
ディジタル形式に変換して、表示装置３５４を流量信号
及び電力レベル信号に従って付勢する。表示装置３５４
には、凝固中に供給することを選択された動作電力の所
定値を示す部分と選択された最大ガス流量を示す部分と
を含む。 【００６８】図１０に示したように、ＥＳＧ４６の論理
制御回路には、トランスジューサ２２４，２２６，２３
０及び２３４からの圧力信号を受信する流量警報論理回
路３６０を含む。流量警報論理回路３６０は、トランス
ジューサの供給する信号から適当な流れ状態を決定する
通常のディジタル論理素子を含む。流量警報論理回路３
６０は、導線３２６にガス源信号が加わるとき応答可能
となって前述した信号を送出する。導線３２６のガス源
信号は流量警報論理回路３６０を制御して、選択したガ
ス源に対して異る警報レベルを定める。ガス供給装置４
４からガスの少い流量、すなわち減少した量が供給され
るときは、発振器３６４に対する導線３６１に信号が加
えられる。発振器３６４は、導線３６１の信号を比較的
低い切替速度で切替えて、“少流量”発振信号を導線３
６２に送出する。導線３６２の少流量信号は、図１３に
示したように、トランジスタ３６６及び表示ランプ３６
８を付勢する。図１０に示したように、流量警報論理回
路３６０から少流量状態では可聴警報装置３７０もまた
付勢される。従って、少流量状態では、点滅ランプ（図
１３）及び可聴警報装置３７０が付勢されて、ガスの少
流量状態を使用者に警報する。警報レベル状態は、トラ
ンスジューサ２２４，２２６及び２３０からの信号によ
って表わされる過度に高い圧力又は過度に低い圧力を、
主として検出し比較することによって決定される。 【００６９】図１０に示したように、センサ管路７４
（図４）及び導管２２８における圧力及びガス流量の有
無によって決定される故障がペンシルに存在する状態で
は、流量警報論理回路３６０が流量故障信号を導線３７
２に供給する。導線３７２に供給された流量故障信号
は、図１３に示したように、トランジスタ３７４及びＲ
Ｆ切断表示ランプ３７６を付勢させる。“流量警報”信
号が導線３７８に発生される。導線３７８における流量
故障信号は、流量故障状態におけるＥＳＧからの電気エ
ネルギの発生を阻止するように動作する。 【００７０】制御スイッチ３００（図１２）が、導線３
２０のＣＳ ＧＡＳ信号、又は導線３２２のＣＳ ＣＯ
ＡＧ信号のいずれかを論理制御回路３０４（図１４）に
供給するとき、導線３８０の“ガス弁”信号が最終的に
決定される。ガス弁信号は、ペンシルからガスの供給を
要求するように制御スイッチが手動操作される期間中、
及び制御スイッチを開放後、所定の遅延期間、例えば、
５秒間は、導線３８０に存続する。この遅延期間は、外
科医が、ガスの供給を中断することなく、処置中の電力
を迅速に接及び断に切替え可能とするものである。導線
３８０におけるガス弁信号は、図１０に示したように、
ペンシルへガスを供給するために、ガス供給装置４４の
ガス供給弁２１４を開くように弁駆動装置２１６を制御
する。 【００７１】スイッチ３２４（図１３）から導線３２６
に加えられるガス源信号は、図１０に示したように、ガ
ス選択及びスケール論理素子３８２に加えられる。ガス
選択及びスケール論理素子３８２は、導線３２６に現れ
るガス源信号のレベルに従って、動作信号を弁駆動装置
２１０に加える。弁駆動装置２１０は、ガス選択弁２０
８を動作させて、二つのガス源２００または２０２のう
ち、ペンシルに供給する一つのガスを選択する。ガス選
択及びスケール論理素子３８２は、また、導線３４２に
加わるアナログＶ流量信号をディジタル形に変換し、ス
ケールを付して、ＶＦ ＤＩＧ信号として導線３５６に
供給する。ＶＦ ＤＩＧ信号のスケール・レベルは選択
されたガス源に従って導線３２６におけるガス源信号に
よって定められる。 【００７２】流量制御器２２０を制御する信号は、ダイ
アル・流量電圧変換器３８４から供給される。導線３４
２によるＶ流量信号は、変換器３８４に加わって、流量
制御器２２０を通過するガス流量を定める一次信号をつ
くる。 【００７３】導線３８０によるガス弁信号は、また変換
器３８４にも加って、ガス供給弁２１４が圧力及び流量
の行き過ぎ、又は激動をさけて、円滑に始動動作へ転換
ができるように、流量制御器２２０へ加える制御信号を
制御する。ガス源信号は、また、変換器３８４にも加っ
て、選択されたガスの型式に対し、流量制御器２２０が
直線的に制御できるようにする。 【００７４】論理制御回路３０４の詳細を図１４に示し
た。導線３２０によるＣＳ ＧＡＳ信号及び導線３２２
によるＣＳ ＣＯＡＧ信号は別個に制御スイッチ３００
（図１２）から制御論理素子３８６に加えられる。制御
論理素子３８６は、ペンシルからガスの供給が要求され
るときだけ導線３８８に信号を供給する。導線３８８の
信号は、遅延素子３９０に加わる。遅延素子３９０は、
導線３８８に信号が加わると直ちに導線３９２に信号を
送出する。しかしながら、遅延素子３９０は、導線３８
８に加わる信号が消滅した後も所定の時間間隔中は、導
線３９２の信号の除去を遅延させる。導線３９２におけ
る信号は、ＯＲゲート３９４に加わり、ＯＲゲート３９
４からの出力は、導線３８０のガス弁信号となる。導線
３８０のガス弁信号は、前述したように主として、ペン
シルへのガスの供給を制御する動作を行う。遅延素子３
９０は即座のガスの流れの中断を阻止して、外科医がガ
スの流れを中断しないで、処置中電力を迅速に接及び断
に切替えることを可能としている。 【００７５】制御論理素子３８６が導線３２２からＣＯ
ＡＧ信号を受信すると、導線３９６に信号を加える。導
線３９６における信号は“要求”信号となって電力の供
給を要求することを表わす。導線３９６の信号は、ま
た、ＯＲゲート３９４にも加わる。このようにして、導
線３９６の信号、又は導線３９２の信号のいずれかが導
線３８０のガス弁信号となる。従って、制御スイッチか
らのガスの要求（導線３２０のＣＳガス信号）又は電気
外科凝固信号の要求（導線３２２のＣＳ ＣＯＡＧ信
号）のいずれかが導線３８０におけるガス弁信号とな
る。時間遅延装置３９８は、導線３９６の信号を受信す
る。時間遅延装置３９８は、導線３９６の要求信号が低
レベルに下った後所定の時間間隔で導線４００に“ＫＨ
Ｖ”信号を供給する。 【００７６】導線３９６における要求信号は、電力供給
回路３０８（図１０）から電力の供給を開始させる一般
的目的で電力供給制御装置３０６に加えられる（図１２
及び図１６）。導線４００におけるＫＨＶ信号は、最後
的には、電力供給装置からＲＦ出力駆動回路３１２（図
１２）に供給される高電圧の供給を中断又は消滅させる
ために、最終的には電力供給回路３０８に加えられる。 【００７７】図１４に示したように、論理制御回路３０
４には、周波数発生クロック４０２を含む。クロック４
０２には、水晶発振器のような通常の周波数源を含む。
クロック４０２は、また通常の周波数分割素子も含ん
で、導線３５２に信号を供給する。導線３５２における
信号は、もちろん、アナログディジタル変換器、セグメ
ント駆動器及びマルチプレクサ３５０（図１３）に加わ
る。クロック４０２は、また１ＭＨｚのクロック信号を
導線４０６に供給する。導線４０６のクロック信号は、
クロック４０２の供給する最も高い周波数であって、こ
の周波数はペンシルに加える出力ＲＦエネルギを制御
し、ＥＳＧの論理素子を同期切替えるための低い周波数
を導き出すために使用される。 【００７８】周波数分割器４０８は導線４０６でクロッ
ク信号を受信する。周波数分割器４０８は、４個の所定
の低い周波数信号を導線４１０，４１２，４１４及び４
１６に供給する。導線４１０，４１２，４１４及び４１
６に加わる周波数信号は、共振出力回路３１４（図１
２）に供給される付勢パルス、すなわち、駆動パルスの
供給及び持続時間を、ＥＳＧを通して、主として制御す
るために使用される。導線４１０，４１２，４１４及び
４１６の周波数信号は、駆動パルス発生器４１８に加わ
ると、駆動パルス発生器４１８は導線４２０に駆動パル
スを発生する。導線４２０における駆動パルスは、ＲＦ
駆動回路（図１２及び図１７）に加えられて、電力供給
回路３０８から共振出力回路（図１２）へのエネルギの
供給を制御する。 【００７９】“目標／動作”信号は、放電療法形態で動
作中にアーク・センサ回路３１６（図１２及び図１９）
から導線４２２に加えられる。導線４２２の目標／動作
信号のレベルは、放電療法凝固効果の要求期間中、供給
される電気エネルギのレベルを制御する。ＡＮＤゲート
４２４は、その入力に、導線４２２から目標／動作信号
と導線３９６からＣＳ ＣＯＡＧ信号を受信する。導線
４２２と導線３９６の両方の信号が高レベルのとき、Ａ
ＮＤゲート４２４は、導線４２６に“ＴＡＲ”信号を供
給する。導線４２６におけるＴＡＲ信号は、目標レベル
の電気エネルギをペンシルの針電極に供給中存在する。
目標レベルのエネルギを使用するのは、また、電気外科
効果が所望されないか又は不可能な時間中で、通常ペン
シルが組織から十分離れておかれる時間中に、周囲環境
に漏れ又は伝達される無線周波数エネルギの量を減少さ
せるためである。 【００８０】導線４２２に加わる目標／動作信号は、イ
ンバータ４２８によって反転されて、反転された信号が
ＡＮＤゲート４３２の一方の入力に加わる。ＡＮＤゲー
ト４３２の他方の入力は、導線３９６の信号である。導
線４２２の目標／動作信号が低レベルであって、導線３
９６の要求信号が高レベルのときは、ＡＮＤゲート４３
２から“ＡＣＴ”出力信号が導線４３４に加わる。ＡＣ
Ｔ信号は、前面盤制御装置３０２（図１２及び図１３）
で外科医によって選択された動作状態のすなわち、所定
の最大電力値をＥＳＧが供給しているときに、存在す
る。 【００８１】導線４２２における目標／動作信号が高レ
ベルのときは、目標レベルの電力が供給されてＴＡＲ信
号が供給される。導線４２２における目標／動作信号４
２２が低レベルのときは、動作状態の、すなわち、所定
の最大電力値が供給されて、ＡＣＴ信号が供給される。
導線４３０の反転された目標／動作信号は、また、駆動
パルス発生器にも加って、導線４２０への駆動パルスの
供給を制御するのに使用される。 【００８２】導線４３４のＡＣＴ信号は、図１３に示し
たように前面盤制御装置３０２のトランジスタ４３６に
加えられる。ＡＣＴ信号はトランジスタ４３６を付勢し
て表示ランプ４３８を点灯させ、電力の有効量がペンシ
ルに供給されていることを示す。 【００８３】図１４に示したように、導線４４０によっ
て“ＡＣＫ”信号が電力供給制御回路３０６（図１６）
から論理制御回路３０４に加えられる。電力供給制御回
路３０６については後で詳細説明するが、導線４４０の
ＡＣＫ信号は、導線３９６に要求信号が加えられた後
で、電力供給が所望の動作エネルギ供給レベルの所定の
範囲まで接近した後に発生する。従ってＡＣＫ信号は、
電力供給が動作中であることの確認として役立つ。 【００８４】導線４４０のＡＣＫ信号及び導線３７８の
流量警報信号は遅延論理回路４４２に加わる。遅延論理
回路４４２は、導線４４０のＡＣＫ信号及び導線３７８
の流量警報信号が加ってから所定時間後に導線４４４に
“ＣＧＥＮ”信号を送出する。遅延論理回路４４２は、
電力供給が適正に動作中であること（導線４４０にＡＣ
Ｋ信号を受信）また、ＣＧＥＮ信号を送出する以前に
は、ＥＳＧの適正な動作を阻止するガス流量警報状態が
存在しないこと（導線３７８の流量警報信号の高レベル
が消滅）を論理的に定める。図１３からわかるように、
導線３７８の流量警報信号の適正な動作信号レベルは、
高レベル信号であって、この信号は、導線３７２の流量
故障信号がトランジスタ３７４を付勢していないときに
発生する。導線４４４のＣＧＥＮ信号は、導線３７８及
び４４０による信号によって指示される適正な状態が確
定された後、所定の時間後に供給される。 【００８５】駆動パルス発生器４１８は、導線４４４に
ＣＧＥＮ信号が、また導線４２２に目標／動作信号が存
在することに応答して導線４２０に駆動パルスを供給す
ることは、図１４に示す通りである。導線４２２の目標
／動作信号と導線４４４のＣＧＥＮ信号は、ＡＮＤゲー
ト４４６の入力端子に加わる。ＡＮＤゲート４４６の出
力信号は、フリップフロップ４４８のクロック端子に加
わる。フリップフロップ４４８のクロック端子に高レベ
ル信号が加わると、フリップフロップ４４８のＱ出力端
子に高レベルの出力信号を生じる。Ｑ出力端子からの高
レベル信号と導線４２２の目標／動作信号はＡＮＤゲー
ト４５０に加わる。ＡＮＤゲート４５０からの出力信号
は導線４５２のブースタ制御信号となる。 【００８６】導線４５２のブースタ制御信号はＪＫフリ
ップフロップ４５４のＪ端子に加わる。導線４１６の周
波数信号はクロック周波数としてフリップフロップ４５
４のクロック端子に加わる。導線４５２にブースタ制御
信号が加った後に、次のクロックパルスが加わると、フ
リップフロップ４５４のＱ出力端子から高レベルの出力
ブースタ信号が導線４５６に供給される。導線４５６の
ブースタ信号はＯＲゲート４５８の一つの入力に加わ
る。ＯＲゲート４５８へ一つの入力信号が存在する間
は、駆動パルス信号が導線４２０に現われる。導線４５
６のブースタ信号の持続時間は、フリップフロップ４５
４の否定Ｑ端子から入力信号を受信するワンショットマ
ルチバイブレータ４６０によって定められる。否定Ｑ入
力信号が低レベルに変ってから所定時間後に、マルチバ
イブレータ４６０は導線４６２にリセット信号を送って
フリップフロップ４５４をリセットされる。従って、ワ
ンショット・マルチバイブレータ４６０は導線４５６に
加わる各個別ブースタ信号の最大持続時間を限定して、
導線４２０に駆動パルスを発生される装置として役立
つ。導線４５６に加わるブースタ信号の各パルスは、導
線４５２の信号が高レベルを維持し、またパルスが導線
４１６に加わる期間中はパルス状に繰返される。導線４
５６の各パルス状ブースタ信号は、導線４１６に加わる
周波数信号の各パルスによって発生されて、ワンショッ
トマルチバイブレータ４６０から導線４６２に加わるリ
セット信号によって消滅される。 【００８７】導線４５６にパルス状ブースタ信号の加わ
る最大時間、従って導線４２０にブースタ駆動パルスが
加わる最大時間を制限するために、ワンショットマルチ
バイブレータ４６４がフリップフロップ４４８の否定Ｑ
出力端子に接続される。駆動パルスとしてブースタ信号
パルスの供給を所望する所定の最大持続時間後に、ワン
ショットマルチバイブレータ４６４は導線４６６にリセ
ット信号を加えて、フリップフロップ４４８をリセット
させる。フリップフロップ４４８のＱ出力端子の信号が
低レベルになると、導線４５２のブースタ制御信号、導
線４５６のブースタ信号及び導線４２０のブースタ駆動
パルスを消滅させる。ブースタ駆動パルスは、動作電力
レベルが消滅して目標電子レベルが回復したのち、又は
ガス噴流に最初に電力を加えたときに発生される。 【００８８】ブースタ駆動パルスの目的は、ペンシルの
ガス噴流にイオン化を開始させることにある。信頼でき
る方法でイオン化を開始するにはガス中のイオン化状態
を維持するのとは異る量のエネルギを必要とする。導線
４２０のブースタ駆動パルスは、目標駆動パルス及び動
作駆動パルスよりも持続時間の長いものが好ましい。ブ
ースタ駆動パルス持続時間が長いものは、ペンシルの電
極により多くの電気エネルギを加えることになる。一般
に幅の広いブースタ駆動パルスはペンシルの電極に高い
電圧を発生する。高い電圧は、大きな電界を発生して、
電極を囲む電界がガス噴流中にイオン化通路を開始させ
る。 【００８９】電極と組織との間にイオン化通話を開始さ
せることの困難性は、ほとんどすべての型式の電気外科
装置に共通するものであって、イオン化ガス噴流中に電
気エネルギを導く型式のものに限らない。従って、イオ
ン化通路を開設するために、少しエネルギの大きい、す
なわち少し幅の広いブースタパルスを加えるという概念
は、多くの電気外科装置に適用が見出せる改良である。 【００９０】導線４２０に発生される目標駆動パルス
は、ブースタパルスよりも持続時間の短いものである
が、イオン化通路を維持し、ガス噴流中に目標ビームを
維持するには十分なものである。目標駆動パルスを発生
させるためには、フリップフロップ４４８のＱ端子から
の出力信号をインバータ４６８で反転させて、ＡＮＤゲ
ート４７０の一方の入力端子に加える。導線４２２に加
わる目標／動作信号は、ＡＮＤゲート４７０の他の入力
端子に加わる。フリップフロップ４４８のＱ出力端子の
信号が低レベルに低下すると、インバータ４６８からは
高レベルの出力信号が供給される。目標状態では導線４
２２の目標／動作信号のレベルは高レベルである。この
とき、ＡＮＤゲート４７０は導線４７２の高レベル目標
制御信号を、クロック同期ＪＫフリップフロップ４７４
のＪ入力端子に加える。導線４１６に周波数信号の第１
パルスを受信すると、ＪＫフリップフロップ４７４はＱ
出力端子から導線４７６にパルス目標信号を発生する。
ワンショットマルチバイブレータ４７８は、フリップフ
ロップ４７４の否定Ｑ出力端子からの低レベル信号に応
答して、導線４７６の信号が高レベルに移ってから所定
時間の経過後に、導線４８０のリセット信号をフリップ
フロップのリセット端子に加える。フリップフロップ４
７４はリセットされて導線４７６の信号は、低レベルに
変って個別目標パルス信号を発生する。ワンショットマ
ルチバイブレータ４７８は、各目標パルスの幅を定め
る。このようにして、目標パルス信号は、導線４７２の
目標制御信号と導線４１６の周波数信号が存在する間は
発生される。導線４７６の目標パルス信号は、ＯＲゲー
ト４５８を介して結合されて、導線４２０の目標駆動パ
ルスとなる。 【００９１】導線４７６における目標パルス信号の各個
別パルスの持続時間は、導線４８２からの目標電力切替
信号、すなわち、“ＴＰＳＷ”信号を加えることによっ
て短縮させることができる。ＴＰＳＷ信号はマルチバイ
ブレータ４７８の時間の遅れを変化させて導線４７６の
目標パルスの幅を短縮させる。導線４８２によるＴＰＳ
Ｗ信号は、目標電力と動作電力との間で破壊がおこる距
離にペンシルがおかれるときに、ＥＳＧにおこる目標電
力レベルと動作電力レベルとの間の急激な切替え、又は
フラッタからＥＳＧを防止するために、アーク・センサ
回路３１６（図１２及び図１９）から供給される。導線
４８２のＴＰＳＷ信号は、アーク・センサ回路がペンシ
ル電極から組織へ、アークの移動を最初に検出したとき
に発生する。目標パルスの幅は、所定数の他のアークが
検出されるまで、直ちに短縮されるが、これはペンシル
が全電力を加えるのに十分近接した位置にあることを意
味する。所定時間が経過しても、他のアークが検出され
ないときは、ＴＰＳＷ信号は消滅されて、十分な幅の目
標パルスが再度加えられる。ＴＰＳＷ信号が存在すると
き、パルス幅を短縮すること、従って目標パルスのエネ
ルギを減少させることは、ガス噴流中のイオン化通路を
消すほど極端なものではない。 【００９２】駆動パルス発生器４１８は、導線４３０に
動作制御信号が発生するとき、導線４２０に動作駆動パ
ルスを供給する。導線４３０の動作制御信号は、導線４
２２の目標／動作信号が低レベルとなったときに発生し
て、有効な凝固エネルギを供給できる状態を示す。導線
４３０の動作制御信号は、クロック同期、エッジ・トリ
ガＪＫフリップフロップ４８４のＪ入力端子に加えられ
る。フリップフロップ４８４のクロック端子に加えられ
る、導線４１６の周波数信号が次の転換をするとき、フ
リップフロップ４８４のＱ出力端子から出力パルス信号
が発生される。その後間もなく、導線４１０のかなり高
い周波数信号が転換するとき、フリップフロップ４８４
はリセットされる。フリップフロップ４８４の出力パル
スは、パルス引伸し回路４８６に加えられる。各パルス
は、パルス引伸し回路４８６のパルスの消滅遅延特性、
すなわち、引伸し特性によって定まる、所定値によっ
て、パルス持続時間が信頼をもって延長される。導線４
８８に動作パルス信号が発生して、ＯＲゲート４５８に
加わる。導線４８８の動作パルス信号は、他の信号がＯ
Ｒゲート４５８の入力端子に加わらないとき、導線４２
０への動作駆動パルスとなる。 【００９３】これまでの説明から、導線４２２に加わる
高レベルの目標／動作信号は導線４５６へのブースタ・
パルス信号と導線４７６への目標パルス信号の供給を制
御し、また、導線４２２に加わる低レベルの目標／動作
信号は、導線４８８へ動作パルス信号を供給させる。導
線４２２の目標／動作信号が高レベルであるときは、フ
リップフロップ４４８，４５４及び４７４は前述したよ
うに動作する。動作凝固電力を所望するときは、導線４
２２の目標／動作信号は低レベルになるので、フリップ
フロップ４４８，４５４及び４７４を動作不能とする
が、フリップフロップ４８４を動作可能とするので、こ
のフリップフロップ４８４から動作パルス信号を導線４
８８に供給する。インバータ４６８が、フリップフロッ
プの４５４か４７４かいずれか一方だけがある時間にパ
ルス信号を供給することを確実にする。ブースタ・パル
スが供給される時間の長さは、ワンショットマルチバイ
ブレータ４６４の時間間隔によって定められ、また、こ
の時間間隔は、ガス噴流中に十分な最初のイオン化を生
じて、目標パルスを維持できるように、あらかじめ定め
ておく。イオン化が開始され、また、マルチバイブレー
タ４６４が不動作の時間には、フリップフロップ４７４
が導線４７６に目標パルス信号を供給して、イオン化を
維持し、また、ガス噴流中にコロナ放電を発生させる。
導線４７６の目標パルス信号は、動作凝固電力レベルへ
の切替がおこるまでは、全長幅か短縮幅かいずれかで現
われるが、切替がおこるときは、導線４８８に動作パル
ス信号が現われて、導線４７６の目標パルス信号は消滅
する。外科医がペンシルを組織の近接距離外に移動させ
たために、動作パルス信号が消滅するときは、導線４７
６に目標パルスが再現する。導線４４０にＡＣＫ信号が
加わりまた、動作電力供給レベルから目標電力供給レベ
ルに変化した場合に限って、ブースタ・パルス信号が発
生する。ブースタ・パルスを使用することによって、動
作電力が存在しないときは、つねに目標パルスが設定さ
れることを確実にする。従って、一型式のパルス信号だ
けが、ある時点でＯＲゲート４５８の入力導線、４５
６，４７６又は４８８に加わる。導線４５６，４７６及
び４８８には別のパルス信号の重複又は混同がないの
で、駆動パルス発生器４１８の適正な動作が確保され
る。 【００９４】図１５に電力供給回路３０８の詳細を示し
た。通常の１１０ボルト又は２２０ボルトの交流電源の
ような、通常の交流電源３１０が通常のコネクタ４９０
を通して電力供給装置３０８へ電気エネルギを供給す
る。線路変圧器４９４の一次巻線４９２がしゃ断器４９
６を通して加えられる通常の交流電力を受電する。線路
変圧器４９４の二次巻線４９８は、電気外科発生器に使
用を欲する所定の最大値に出力電圧を逓昇又は逓降させ
る。高電圧トライアック（ＴＲＩＡＣ）５００を線路変
圧器４９４の二次出力巻線の回路に接続する。高電圧ト
ライアック５００は、二次巻線によって供給される交流
信号の各半サイクルの間に導線５０２に加えられる“Ｈ
ＶＴＲ”信号によって点火すなわちトリガされる。各半
サイクル中における高電圧トライアック５００の導電時
間を制御することによって、トライアックから供給され
る電力値が制御される。交流電力は、通常のダイオード
整流ブリッジ５０４に加えられる。このブリッジ５０４
はフィルタ・コンデンサ５０６の両端に高電圧直流電源
を生じる。この高い直流電圧は、高電圧平滑フィルタ５
０８と抵抗５１０に加わる。正の高電圧“＋ＨＶ”は導
線５１２に現われ、また、負の高電圧“−ＨＶ”は導線
５１４に現われる。高電圧直流電力は導線５１２及び５
１４によって電力供給回路３０８から供給される。 【００９５】導線５１６における“ＶＳＥＮ”信号は、
コンデンサ５０６の両端の高電圧の値に関係又は相当す
る。流れる電流を表わす信号は導線５１８に加えられて
“ＩＳＥＮ”と呼ぶ。導線５１８のＩＳＥＮ信号は抵抗
５１０を流れる電流から導かれる。導線５１６のＶＳＥ
Ｎ信号及び導線５１８のＩＳＥＮ信号は、導線５０２の
ＨＶＴＲ信号のタイミングを定めるための帰還制御信号
として、電力供給制御回路３０６（図１２及び図１６）
に加えられる。 【００９６】動作凝固電力に対する要求が急速に終了す
るときは、ＨＶＴＲ信号は消滅してトライアック５００
は非伝導となる。その後、直ちに抵抗５２０が制御スイ
ッチ５２２によってコンデンサ５０６の両端に選択的に
接続される。導線４００のＫＨＶ信号は、制御スイッチ
５２２を閉じる制御信号として役立つ。制御スイッチ５
２２が閉じると抵抗５２０がすみやかにフィルタ・コン
デンサ５０６を放電させる。 【００９７】導線５２４の接地基準に対して比較的低い
電圧の正及び負の直流電源が整流ブリッジ５２６と正及
び負のフィルタ・コンデンサ５２８及び５３０によって
得られる。二次巻線４９８の一部が整流ブリッジ５２６
に対する適当な電圧レベルを供給する。正の直流電力は
導線５３２に供給され、また負の直流電力は、導線５３
４に供給される。導線５３２及び５３４における電力レ
ベルはＥＳＣの論理素子その他の制御素子を付勢する。
“ＡＣ”信号が二次巻線４９８から導線５３６に導かれ
る。導線５３６のＡＣ信号は、二次巻線４９８における
ＡＣ電力信号のゼロ交差点を決定する信号として役立つ
ものでトライアック５００の点火の同期用に使用され
る。 【００９８】電力供給制御回路の詳細を図１６に示し
た。導線５１６のＶＳＥＮ信号及び導線５１８のＩＳＥ
Ｎ信号は、それぞれ、電力供給回路３０８（図１５）か
ら供給される電圧及び電流のセンサ出力値に相当するも
のであって、バッファ増幅器５３８及び５４０にそれぞ
れ加えられる。バッファ増幅器５３８及び５４０からの
出力信号は、それぞれ、導線５４２の電力供給電圧信号
及び導線５４４の電力供給電流信号となる。この電力供
給電圧信号及び電力供給電流信号は乗算器５４６の入力
端子に加えられる。乗算器５４６は二つの入力信号を乗
算して、電力供給回路の出力電力に比例する出力信号を
導線５４８に供給する。 【００９９】導線５４８の電力供給出力信号は、電力制
限回路５５０の一つの入力端子に加えられる。同様に、
導線５４２の電力供給電圧信号は電圧制限回路５５２の
一つの入力端子に加えられる。制限回路５５０及び５５
２のそれぞれへの入力信号は、複数個のスケール用の抵
抗及びトランジスタ・スイッチを含むスケール回路５５
６から導かれる。スケール回路５５６のトランジスタ・
スイッチの開放及び閉鎖を制御する信号は導線５５８に
加わる、“ＭＡＣ”信号、導線５６０に加わる“ＭＩ
Ｃ”信号及び導線４２６に加わるＴＡＲ信号である。Ｍ
ＡＣ信号及びＭＩＣ信号は導線３３４（図１３）のマク
ロ／ミクロ信号から導かれる。インバータ５６１は導線
３３４の信号を反転してＭＡＣ信号をつくる。スケール
回路５５６のスケール抵抗によって計量される入力信号
は電圧源５６２と導線３４８に加えられるＶＡＣＴ信号
によって定められる所定の電圧である。 【０１００】導線５５８にＭＡＣ信号が現われると、導
線３４８のＶＡＣＴ信号を計量して電圧制限回路５５２
及び電力制限回路５５２及び電力制限回路５５０に第２
入力信号として加えられる。導線５６０にＭＩＣ信号が
加るときも、同様な状態が起るが、電力制限回路５５０
及び電圧制限回路５５２に加えられる信号の大きさは、
ＭＡＣ信号が導線５５８に現われるときに加えられるそ
れらの信号の大きさに比べて、それぞれ異なるものであ
る。ＴＡＲ信号が導線４２６に加わるとき、電圧源５６
２の大きさは、尺度を縮少して電力制限回路及び電圧制
限回路の第２入力端子に加えられる。いかなる場合で
も、トランジスタ・スイッチが導電性になるので入力信
号と直列に接続される抵抗によって尺度変更がおこる。
導線５４２の電力供給電圧信号と導線５４８の電力供給
電力出力信号が比較される制限回路に所定の適当な値を
与えるように抵抗の値は選定してある。導線５６４の信
号は電力制限信号であり、また導線５６６の信号は電圧
制限信号である。 【０１０１】電力制限回路５５０は、導線５４８の電力
供給電力出力信号と導線５６４の電力基準信号とを比較
して、電力誤差信号を導線５７２に供給する。この誤差
信号は、ＶＡＣＴ信号によって定められた電力の要求値
と電力供給回路３０８が実際に供給している電力の値の
差の大きさに関係するものである。同様に、電圧制限回
路５５２は導線５４２の電力供給電圧信号と導線５６６
の電圧制限信号とを比較して、導線５７３に電圧誤差信
号を発生する。その誤差信号は、電力供給出力電圧と導
線５６６の制限信号によって定められる最大許容出力電
圧との差の値に関係する。 【０１０２】制限回路５５０及び５５２のそれぞれから
の誤差信号で導線５７２及び５７３に加えられるもの
は、極性が反対である。例えば、電力制限回路５５０か
ら導線５７２に加わる電力誤差信号が正方向信号である
とき、電圧制限回路５５２から導線５７３に加わる誤差
信号は負方向誤差信号となる。導線５７２及び５７３の
反対極性誤差信号は通常の傾斜波発生器５７４の入力端
子に加わる。反対極性の誤差信号は、傾斜波発生器５７
４で同時に加算されて、総合誤差信号を生じ、その絶対
値が導線５７２と５７３の誤差信号の差に比例するもの
となる。この絶対値誤差信号が傾斜波発生器５７４を制
御する。傾斜波発生器から導線５７６に加わる出力信号
は、一般に時間に対して周期的に上昇するが、その上昇
率は誤差信号の大きさの絶対値に比例する。導線５７６
の信号が加えられる整流交流電力の各半サイクルの期間
中に、トライアック５００（図１５）がトリガされる位
相角点火点を定める。ゼロ交差信号が通常のゼロ交差検
出器５８０から導線５７８に加えられる。導線５３６の
ＡＣ信号は、ゼロ交差検出器５８０に加わって、電力供
給装置の整流交流電力の各半サイクルの発生と同期した
ゼロ交差点信号を導線５７８に発生する。 【０１０３】位相角パルス発生器５８２は整流された交
流電力の各半サイクルの期間中に導線５８３に出力制御
パルスを発生するが、このパルスの幅、すなわち、持続
時間は、導線５７６の点火点信号と導線５７８のゼロ交
差信号とによって制御される。導線５８３の半サイクル
制御パルス信号は、論理回路５８４に加わる。論理回路
５８４は、導線５８３の制御パルス信号によってトリガ
されて、導線５８３の制御パルス信号に従ってトランジ
スタ５８５を制御する。トランジスタ５８５が動作状態
に切替えられると導線５０２にＨＶＴＲ信号を供給して
電源供給回路３０８（図１５）のトライアック５００を
制御する。 【０１０４】導線４３６のＡＣＫ信号は、過電圧ゲート
回路５８６から導かれる。過電圧ゲート回路５８６は、
導線３９６からＲＥＱ信号と電圧制限回路５５２からの
信号を受信する。導線５４２の電力供給電圧信号が導線
５６６の電圧要求信号より小さいか又は等しい間は、ゲ
ート制御信号が導線５８７に現われる。過電圧回路５８
６はゲート制御信号が導線５８７に存在する間は、導線
３９６のＲＥＱ信号をＡＣＫ信号として導線４３６に導
く。導線４３６にＡＣＫ信号が存在すると、ＥＳＧの許
容される動作が可能であることを意味する。導線４３６
のＡＣＫ信号は論理回路５８４に加えられて、位相角パ
ルス発生器５８２から導線５８３に加わる制御パルス信
号は、整形されてトランジスタ５８５に加えられなけれ
ばならない。 【０１０５】ＲＦ駆動回路３１２の詳細を図１７に示し
た。また共振出力回路の詳細は図１８に示した。ＲＦ駆
動回路３１２及び共振出力回路３１４は、基本的には、
米国特許第４，４２９，６９４号に既述された回路と同
一である。従ってここでの説明は簡単にする。 【０１０６】図１７に示したＲＦ駆動回路では、導線４
２０からの駆動パルス及び導線４０６からの主周波数１
ＭＨｚ信号は、位相及びタイミング制御回路６００に加
えられる。位相及びタイミング制御回路６００は、一連
の位相駆動パルスを導体端子６０２及び６０４に供給す
る。位相駆動パルスは、導線４２０からの駆動パルスが
導線４０６からの主周波数信号によって同期されて定ま
る周波数で発生する。各位相駆動パルスを端子６０２及
び６０４に供給した後、位相及びタイミング制御回路６
００は、消滅駆動パルスを端子６０３及び６０５に供給
する。位相駆動信号は、端子６０２と６０４に同時に加
わり、また消滅駆動信号は、端子６０３と６０５に同時
に加わる。 【０１０７】端子６０２と６０３の信号及び端子６０４
と６０５の信号は、それぞれのスイッチ駆動回路６０８
に加えられる。図示の便宜から、図１７には、端子６０
４と６０５に接続した１個のスイッチ駆動回路６０８だ
けを示した。６０８で示したスイッチ駆動回路と同一の
別のスイッチ駆動回路は図示してないが、端子６０２と
６０３に接続される。 【０１０８】各スイッチ駆動回路６０８は、中間タップ
付き一次巻線６１０をもつ１個の駆動変圧器６１２を備
える。端子６０４の駆動パルス信号は、スイッチ駆動回
路６０８のトランジスタ６１４を付勢することによっ
て、駆動変圧器６１２の一次巻線６１０に駆動変圧器６
１２の２個の出力巻線６１８のそれぞれに磁束を誘導さ
せる端子６０５の消滅パルス信号は、トランジスタ６１
６を付勢して出力巻線６１８のそれぞれに反対方向の磁
束を誘導させる。駆動変圧器６１２に正及び負の磁束を
発生させることは、大電流スイッチ６２０に対して極め
て迅速で積極的な接続及び切断の状態をつくる利点があ
る。これが共振出力回路３１４の切替が行われる速度の
速い利点である。 【０１０９】同一の大電流スイッチ６２０が、それぞれ
自分の巻線６１８を備えて、各駆動変圧器６１２に接続
される。各大電流スイッチ６２０は、並列に接続された
一対のＦＥＴトランジスタ６２２を含む。巻線６１８の
磁束によって生じる信号がトランジスタ６２２を付勢し
て、スイッチ端子６２４間に電流を流す。巻線の反対方
向の磁束は、トランジスタ６２２を非動作とする信号を
生じる。他の大電流スイッチ６２０のトランジスタ６２
２は、端子６０２及び６０３の駆動パルス及び消滅パル
スによって同時に動作及び非動作となる。従って４個の
大電力スイッチ６２０は、すべて同時に導電性となり、
また非導電性となる。 【０１１０】出力共振回路３１４の詳細を図１８に示し
た。４個の大電流スイッチ６２０（図１７参照）は電気
的に直列に接続される。駆動パルス信号を加えることに
よって４個の大電流スイッチ６２０をすべて同時に導電
性とすることができる。電力供給回路３０８（図１５）
から端子５１２及び５１４に加わる高電圧は、大電流ス
イッチ６２０が導電性である時間中に共振回路６３２を
充電する。コンデンサ６３０は共振回路６３２の一部で
あり、また、共振回路６３２には一次巻線６３６と二次
巻線６３８とを備える出力変圧器６３４を含む。大電力
スイッチ６２０が同時に導電性になるとき、一次巻線６
３６は導体５１２及び５１４からの電気エネルギで充電
される。大電力スイッチ６２０が消滅、すなわち、不導
電になるとき、共振回路６３２は、その固有周波数で振
動を開始する。固有周波数は主として、一次巻線の実効
インダクタンスとコンデンサ６３０のキャパシタンスに
よって定まる。約５００−６００ＫＨｚの無負荷周波数
は満足なものであることが証明された。センサ変圧器６
４０が共振回路６３２と直列に接続してある。 【０１１１】電気エネルギは、共振回路６３２から出力
変圧器の二次巻線へ、それから分離コンデンサ６４２を
通ってペンシル４２及び組織６２（図４）へと伝達され
る。ペンシル内に生じるインピーダンス、ガス噴流のイ
オン化通路内でアークによって生じるインピーダンス及
び組織のインピーダンス又は抵抗、共振回路６３２内の
電気エネルギに減衰効果を与える。各信号サイクル後に
共振回路６３２のエネルギを補充するために、大電流ス
イッチ６２０は、共振回路の固有周波数よりもかなり低
い所定の繰返し周波数で断続され、高周波信号がガス噴
流に加えられる。負荷を加えた状態では、組織及びエネ
ルギ供給通路の固有のリアクタンスによって、共振回路
の固有周波数に比べて、高周波数外科信号の無負荷周波
数を実際上変化させる。 【０１１２】高周波数外科信号は、外科処置中、実質的
に放射しないものである。ガス噴流中の導電通路は放射
エネルギ通路よりもエネルギの流れに対して低い抵抗を
示すからである。導電通路が組織まで確立されると、ガ
ス噴流中のイオン化通路の導電性から、エネルギ伝達の
放射成分は消滅する。 【０１１３】共振出力回路のセンサ変圧器６４０は、導
線６４４及び６４６に“＋ＳＮＳ”信号及び“−ＳＮ
Ｓ”信号とそれぞれ供給する。導線６４４及び６４６に
おけるこれらの信号は、出力変圧器６３４の負荷状態又
は無負荷状態を表示するものであって、アーク・センス
回路によって、目標レベルの電力供給から動作レベルの
電力供給に変えるために使用される。 【０１１４】アーク・センサ回路３１６の詳細を図１９
に示した。共振出力回路３１８（図１８）からの＋ＳＮ
Ｓ信号及び−ＳＮＳ信号は、それぞれ、導線６４４及び
６４６に加えられる。多くの周波数信号が導線４１２，
４１４及び４１６に加わる。前面盤制御装置３０２（図
１３）から論理制御回路３０４（図１４）を通して導通
が行われた後は、導線３３４にマイク／ミクロ信号が加
わり、また導線３４８にＶＡＣＴ信号が加わる。ＣＧＥ
Ｎ信号は論理制御回路３０４（図１４）から導線４４４
に加わる。これら多くの周波数信号を利用することによ
って、アーク・センサ回路３１６は、導線４２２に目標
／動作信号を供給して、マクロ形態の動作中、ＥＳＧか
らペンシルへ供給される電力の目標レベル又は動作レベ
ルを制御する。ミクロ形態の動作中は、比較的低い電力
が供給されるので、ＥＳＧから供給される電力のレベル
切替えは行わない。ＴＰＳＷ信号もまた、アーク・セン
サ回路３１６によって導線４８２に供給される。ＴＰＳ
Ｗ信号は、目標電力の値を所定の値まで減少させ、ペン
シルが組織に対して十分近くまで移動できることを確実
にするために使用するもので、これによって、前述した
ように、ペンシルが通常切替えのおこる中間位置におか
れるとき、動作レベルと目標レベルとの間でフラッタの
おこるのを防止する。 【０１１５】導線６４４からの＋ＳＮＳ信号と導線６４
６からの−ＳＮＳ信号は、ツェナダイオード６４８の両
端に加わる。ツェナダイオードは、信号レベルがツェナ
ダイオードの所定の降伏レベルを超過することを防止
し、また、ゲート、すなわち、時間窓発生器６５０に加
わる信号の極性を一定に保つ。導線４１２，４１４及び
４１６に加わる周波数信号は、時間窓発生器を制御し
て、短い所定の時間間隔、すなわち時間“窓”をつく
り、この時間間隔中は、時間窓発生器に加わる入力信号
は導線６５４への出力信号として通過する。この時間窓
は共振回路６３２（図１８）の各信号サイクル中に生じ
る。導線４１６の周波数信号は、発生器６５０による時
間窓が、信号サイクルと同期して発生することを確実に
する。導線４１６の周波数信号が共振回路が付勢されて
いる期間中大電流スイッチ６２０（図１８）の付勢を制
御するからである。 【０１１６】ツェナダイオード６４８に加わる信号が、
出力変圧器６３４（図１８）の二次巻線６３２の負荷特
性を表わす、負荷状態では、発生器６５０によって確定
される時間窓の期間中に通過する信号は、基本的には一
定レベル、すなわち、平たん線状となる。共振回路から
の発振は、ペンシルからエネルギが供給される負荷によ
って極めて減衰をうけるからである。出力変圧器６３４
（図１８）の二次巻線に負荷が接続されないで、実質的
な電流が流れないときは、共振回路の減衰は起らないの
で、パルスが導線６４４と６４６に信号として発生す
る。時間窓が開いている時間間隔中に、発生器６５０は
これらのパルスのうちのいくつかを信号として導線６５
４に導き、またこれらのパルスは、アナログディジタル
変換器６５６の入力端子に入力信号として加わる。 【０１１７】アナログディジタル変換器６５６は、導線
４１６の周波数信号と同期して動作する。従って、アナ
ログディジタル変換器６５６は、時間窓発生器６５０に
よってつくられる各時間窓の発生と所定の同期した関係
で各信号サイクルに一度トリガされて動作する。負荷状
態にあって導線６５４に現われる一定レベルの信号は、
アナログディジタル変換器６５６によって論理ゼロの出
力信号に変換されて導線６５８に加えられる。導線６５
４のパルス信号が出力共振回路の出力変圧器の無負荷二
次巻線を表わすときは、アナログディジタル変換器６５
６は導線４１６の周波数に同期したパルス列を供給す
る。 【０１１８】導線６５８の信号は、論理ゼロか同期パル
ス列のいずれかであるが、その信号がパルス・バースト
検出器６６０及び喪失パルス検出器６６２の入力端子に
加わる。一般に、喪失パルス検出器６６２の機能は導線
６５８における同期パルス列をしらべて、パルス列から
の喪失パルスを決定する。共振出力回路に負荷状態の発
生を表わす、順次喪失パルスの所定数が決定された後で
喪失パルス検出器６６２は負荷状態の発生を示す信号を
送出する。喪失パルス検出器からの出力信号は電力出力
を目標レベルから動作レベルに切替え、又は、目標レベ
ルの電力を所定値の電力に減少しＴＰＳＷ信号を供給し
てフラッタを防ぐために使用される。パルス・バースト
検出器６６０の機能は、一般に、導線６５８における論
理ゼロ信号をしらべて同期したパルスの発生を決定する
ことである。所定数の同期パルスが発生するときは、パ
ルス・バースト検出器６６０は、無負荷状態が発生した
ことを表わす信号を供給する。パルス・バースト検出器
６６０からの出力信号は、電気出力レベルを動作レベル
から目標レベルに切替えをおこさせるために使用され
る。 【０１１９】パルス・バースト検出器６６０及び喪失パ
ルス検出器６６２は、マクロ動作形態で出力電力レベル
を切替える動作をするので、導線３３４からのマクロ／
ミクロ信号が両方の検出器に入力制御信号として加えら
れる。選択された最大動作電力がある限界値、例えば５
０ワット以上であるときは、選択された全動作電力を供
給する前に目標レベルから電力を低減することは必要な
いことが決定されている。従って、動作最大選択電力を
表わす導線３４８のＶＡＣＴ信号が、レベル検出器６６
６に加わる。レベル検出器６６６は、目標電力の低減が
所望されるように選択される動作電力の限界値を定め
て、導線３４８のＶＡＣＴ信号が所定の限界値以下の電
力を表わすときは、導線６６４の出力信号を喪失パルス
検出器６６２に供給する。導線６６４の信号は喪失パル
ス検出器６６２を制御して、導線３４８のＶＡＣＴ信号
が切替えを所望される所定の限界電力レベルよりも選択
された最大動作電力値が小さいことを表わすときに限っ
て、導線４８２にＴＰＳＷ信号を供給する。 【０１２０】タイミング論理回路６６８は、導線４１６
から周波数信号を受信して、喪失パルス検出器６６２及
びパルス・バースト検出器６６０へのそれぞれの導線６
６９及び６７０に同期信号を供給する。従って検出器６
６０及び６６２は、また、導線４１６の周波数信号及び
導線６５８の信号に同期して動作する。検出器６６０及
び６６２は、基本的には、再トリガ可能のマルチバイブ
レータである。所定数の喪失パルスを検出すると、喪失
パルス検出器６６２は、導線６７２に出力信号を送出す
るようにトリガされる。所定数のパルスが喪失パルス検
出器６６２の内部タイミング回路によって選択的につく
られる。同様に、導線６５８に所定数のパルスの発生を
検出するときは、パルス・バースト検出器６６０は導線
６７１に信号を送出する。導線６７１及び６７２の信号
はＯＲゲート６７３に加わり、また、ＯＲゲート６７３
からの出力信号はタイミング論理回路６６８に加わる。
タイミング論理回路６６８の論理的機能は導線４２２の
信号のレベルを切替えて前述した機能を実現する目標／
動作信号を生じることである。 【０１２１】導線４８２にＴＰＳＷ信号を発生させるに
は、喪失パルス検出器６６２が、導線６５８で少なくと
も１個の喪失パルスの検出したとき、タイマ６７５への
導線６７４に信号を送出する。レベル検出器６６６が導
線６６４に信号を発生すると、この導線６６４の信号が
喪失パルス検出器６６２に最初の信号を導線６７２では
なく、導線６７４に送出させるようにする。導線６７４
の信号に応答して、タイマ６７５はただちにＴＰＳＷ信
号を導線４８２に供給して、所定の時間間隔中、例え
ば、最初の喪失パルスが検出されてから１．５秒間、そ
の信号を維持する。タイマ６７５の機能は、動作電力レ
ベルを供給する前に、組織から所定の近距離内にペンシ
ルを意図的かつ積極的に移動できることを確実にするこ
とである。タイマ６７５のタイミング機能によって、ペ
ンシルを組織から十分近接した位置まで散発的急速に移
動させても動作レベルと目標レベル間に電力レベルのフ
ラッタは生じない。ＴＰＳＷ信号はタイマ６７５によっ
て定められる所定の時間間隔中、目標電力の低減したレ
ベルを維持するので、動作レベルの電力は、外科医が意
図したときに限って確実に加えられる。 【０１２２】論理制御回路３０４から導線４４４に加わ
るＣＧＥＮ信号は、タイミング論理回路６６８を制御し
て、ＣＧＥＮ信号が論理制御回路３０４（図１４）の駆
動パルス発生器を駆動パルスを供給するように動作させ
るときに限って、前述のように動作する。 【０１２３】マクロ形態とミクロ形態の動作におけるＥ
ＳＧの電気的動作の相異は、二つの形態の動作に使用す
るガスの異なる型式と関係する。ガスの型式、流量及び
特性はマクロ形態とミクロ形態の動作では極めて相異す
る。 【０１２４】ガス特性 ガス噴流５４（図４）の最も重要な特性の一つは、十分
高い流量をもって、組織からの血液のような堆積した流
体を取除くことである。流体を取除くことは、それによ
ってビームからの電気エネルギを組織の支質まで進入さ
せて焼痂の生成を可能とするので実際的に必要である。
十分に流体を取除かないと、電気エネルギは、流れてい
る流体の表面だけに効果を与えて、ほんの一時的の凝固
を生じるが、これは、さらににじみ出る流体の影響を受
けて、通常間もなく抜け落ちてしまう。十分なガスの流
量を使用して、流体を取除き、又は抑制しておくことに
よって、電気エネルギが組織の表面に到達し、組織の支
質内に進入して、組織細網内に改良された焼痂を生じる
ので、改良した凝固が得られる。 【０１２５】ガスの流量は、動作形態及び使用するガス
の型式によって異なる。著しく出血でおおわれた組織に
対しては、通常、放電療法すなわちマクロ動作形態の使
用が選択される。流体が連続し更新して出てくるので、
比較的多くの流量が必要である。この型式の組織で効果
的な凝固を得るには、一般に、アーク孔細網組織とその
下の熱で乾燥された層を必要とするので、使用されるガ
スの型式は、アークで電気エネルギを容易に導くもので
なければならない。アークはこの型式の組織効果を実現
する。熱乾燥療法、すなわち、ミクロ動作形態は、通
常、腸間膜のような比較的繊細で薄い組織に凝固効果が
所望される場合に選択される。この型式の動作がより繊
細な性質であること及び比較的流体が存在しないことか
ら、実質的に減少した流量が通常使用される。ミクロ動
作形態に使用されるガスの型式は、容易にイオン化され
て、噴流中にアークを生じない拡散電流として電気エネ
ルギを伝達するものでなければならない。 【０１２６】現在、放電療法の使用に好適なガスの型式
は純粋なアルゴンである。アルゴンは、放電療法焼痂を
特徴づけるアーク孔細網組織及び熱乾燥層をつくるのに
必要な電力レベルで容易にアークを維持することが判明
している。これらの電力レベルは、通常、４０ワットか
ら２００ワットである。また、アルゴンは空気より密度
が大きいので、容易に外科部位からの流体と空気の酸素
を除くことができる。外科部位から酸素を除去すること
は、組織の過度の加熱及び炭化がさけられる。直径約
２．５４ｍｍ（０．１インチ）のペンシル・ノズル５２
（図６）から放出される毎分４〜１３標準リットルまで
の流量は、外科部位の組織からペンシルの先端までの距
離約０．５ｃｍから１．５ｃｍにおいて効果的な流体の
取除き及びアーク・エネルギ伝達特性を示した。前記寸
法のノズルから放出されるこの比較的多くのガス流量
は、通常の電気外科活性電極の平均寿命区間よりも短い
寿命区間をもつアーク通路を生じるので、短縮された通
路内で各個別アークによって伝達される電気エネルギの
量子を生じる。しかしながらかなり多くの個別アーク通
路を生じる。多数のアーク通話が存在するので、外科部
位の組織により均一な電気エネルギの分布を生じる。比
較的大きなガス流量は、また、血液の泡立ちをおこすこ
とができるのでこれが状況によっては止血処置を助ける
のに好ましい。アルゴンがイオン化して、アーク通路と
なる破壊電圧点は、比較的高い。この破壊電圧点は実際
上、放電療法中、ガス流量にアーク通路を維持させる比
較的高い電力レベルに関係する。患者の循環血液中に吸
収されるアルゴンは、肺を最初に通過するときに取除か
れる。 【０１２７】熱乾燥療法には、低い破壊電圧と低いイン
ピーダンスをもつガスが選択される。ヘリウムが好適で
ある。ヘリウムは比較的破壊電圧が低いので、ヘリウム
をイオン化して、ガス噴流中に拡散電流としてアークを
生じないで、比較的低いレベルのエネルギ、例えば３ワ
ットから２０ワットまでを組織に伝達することができ
る。前述した寸法のペンシルから放出する毎分約０．０
８〜１．６標準リットルの流量により、組織から０．５
ｃｍないし１．５ｃｍ離れた距離において、３ワットか
ら２０ワットの電力供給レベルを使用して、従来の電気
外科では得られなかったと信じられる熱乾燥効果が得ら
れる。ミクロ動作形態での、熱乾燥効果が所望される多
くの適用では、実質的な流体除去問題はおこらない。従
って比較的小さなガス流量でも流体を取除くのに特別な
問題はない。しかしながら、軽いヘリウムを消散しやす
い周囲の密度の大きい空気の影響に打ち勝って外科部位
に不活性気体を維持するためには、ガス流量は、十分大
きくなければならない。 【０１２８】ＥＳＧの電力供給を実質的に約２０ワット
以上に増加すると、ヘリウムがアーク通路内で破壊され
て、拡散非アーク電流ではなく、破壊的エネルギの個別
量を含む個別アークを維持するようになる。従って、実
質的に大きな電力を組織に供給するようにＥＳＧが制御
されるとき、ヘリウムによってもまた放電療法効果を得
ることができる。 【０１２９】不活性ガスは、両方の動作形態で好適であ
る。不活性ガスは、空気中で行われる電気外科処置によ
って通常、おこる組織の酸化ならびに酸化による焦げ及
び炭化を防止する。不活性ガスは、比較的予測可能な電
圧破壊特性をもつので、ブースタ・パルス及び目標パル
スによるイオン化の開始が制御可能となる。ブースタ・
パルス及び目標パルスのエネルギ・レベルは、選択され
た特性のガスの破壊特性に整合させることができる。ま
た、ガスの予測可能な破壊特性は、ガス噴流中の導電通
路及びアーク伝達通路のよりよい調整を可能にする。 【０１３０】ＥＳＧのインピーダンス特性 改良された凝固及び組織効果を得るためには、ＥＳＧの
内部インピーダンス特性は、比較的広く、広範囲のイン
ピーダンスをもつ組織に有効な電力を伝達する能力をも
つものでなければならない。高インピーダンス及び低イ
ンピーダンスの両方に有効な電力を伝達する能力をもた
なければ、改良された組織効果を実現することは極めて
困難である。 【０１３１】臨床効果をあげるために必要な電気外科発
生器の内部インピーダンス負荷曲線は、図２０に示した
ように極めて広く、また比較的平坦なものが好ましい。
曲線７００は、本発明によるＥＳＧで選択された電力約
１００ワットでマクロ形態の動作において得られるイン
ピーダンス範囲内で供給される出力電力を示す。曲線７
０２は供給電力約５０ワットが選択された場合の同様な
特性を示す。曲線７００と７０２は、それぞれ曲線７０
４と７０６及び７０８と７１０と比較されるものであ
る。曲線７０４と７０６とは、最良の従来技術による通
常のＥＳＧ（米国特許第４，４２９，６９４号に開示さ
れた）と考えられるものによって供給される選択された
電力を表わす。曲線７０８と７１０とは、米国特許第
４，４２９，６９４号に記述されている発明以前の通常
のＥＳＧによって供給される同一の２つの電力レベルを
表わす。 【０１３２】米国特許第４，４２９，６９４号の発明以
前では、通常の実施方法として最大電力伝達を得るため
に代表的な組織のインピーダンスとして認められる値に
ＥＳＧの出力インピーダンスを整合させていた。代表的
な組織インピーダンスとして認められた値は、３００オ
ームから６００オームの範囲内であった。６００オーム
よりも大きい組織インピーダンスでは電力供給は急激に
減少することは、曲線７０８及び７１０に示した通りで
ある。約１，０００オーム程度の組織インピーダンスで
は、以前の通常のＥＳＧは、効果的な焼痂を得るための
十分な電力を供給することはできなかった。米国特許第
４，４２９，６９４号に記述された発明と同時に行われ
た重要な認識の一つは、ＥＳＧの出力インピーダンスを
高くすることによって、すぐれた止血効果が得られるこ
とであった。ＥＳＧのインピーダンスは、組織インピー
ダンスに整合しなかったが、長い距離の短い持続時間の
アークを形成するためにインピーダンスを高くした。曲
線７０４と７０６からわかるように、インピーダンスが
１，０００−１，５００オーム範囲内で十分なエネルギ
供給が行われた。約１，５００オーム以上のインピーダ
ンスでは、電力供給特性は急速に低下する。米国特許第
４，４２９，６９４号に記述されている発明で、１，５
００オーム以上のインピーダンスにおける電力供給特性
の低下は、電気外科発生器のインピーダンスの増加可能
な実際的限界が存在するとの認識の結果であった。その
限界は、アーク・エネルギの適用の制御をうまく維持す
る必要性によって決定された。高いインピーダンス・レ
ベルでは、アークが室内大気中では制御できなくなるの
で外科医はＲＦアークエネルギの方向又は外科的効果を
効果的に制御できなかった。前のすぐれた発明、米国特
許第４，４２９，６９４号を用いても、電気外科発生器
の内部インピーダンスを高めることができる実際的な限
界があった。本発明によってガス噴流中に電気エネルギ
の通路を局限することによって、従来技術の代表的問題
に出会うことなく、電気外科発生器の内部インピーダン
スを著しく高めることができる。曲線７００及び７０２
に示したように、米国特許第４，４２９，６９４号の発
明が効果的に電力を供給できた（図７０４及び図７０
６）インピーダンスよりも、少くとも２倍から３倍大き
なインピーダンスに、また、それより以前の従来技術Ｅ
ＳＧの電気外科発生器より約５倍から１０倍高いインピ
ーダンスに、有効なエネルギを供給することができる。 【０１３３】本発明によるＥＳＧの比較的広い周波数範
囲は、十分なエネルギを組織に供給して、すぐれた凝固
及び焼痂効果を収めるとともに実際の動作上にも必要で
ある。ＥＳＧは血液、又は流体でおおわれたような比較
的低インピーダンス組織に有効な電力を供給する能力を
もたなけばならない。これらの組織は１０オーム程度の
低い初期インピーダンスをもつ。低インピーダンス中に
エネルギを供給できる能力は、組織に凝塊を迅速に生じ
て、その凝塊が血液の流れで持ち去られないことが必要
である。極めて高いインピーダンスにエネルギを供給で
きる能力は、ガス噴流中にイオン化を開始し、比較的大
きなガス流量においてもイオン化を維持し、また、ペン
シルが組織からの動作距離内にないとき、イオン化を維
持することが必要である。もし電気外科発生器の内部イ
ンピーダンス曲線が、高インピーダンスでは急速にエネ
ルギ伝達能力をもたないときは、ビームを開始し又は長
いビームを維持することが極めて困難である。ビームを
開始することが困難なときは、ペンシル電極を組織に接
触させるか、又は組織に極めて近接させることが必要で
ある。電極を組織に接触させると、変性したたんぱく質
が加熱した電極に付着して電極の汚染を生じることがあ
る。長さの短いビームは、ペンシルを組織から近接した
距離で動作させる必要があるが、この場合、外科医は見
ることを妨げられる。ガス流量が多いときは、電極から
イオン化粒子を迅速に一掃する。比較的高いインピーダ
ンス伝達能力をもたないと、十分なエネルギを急速に流
れているガス噴流に伝達して、多くのガス流量における
ガス噴流中にアーク及びイオン化エネルギ伝達通路を維
持することは不可能である。 【０１３４】多くの要素が最適なＥＳＧ負荷曲線の形状
に影響する。これらの要素には、使用するガスとその流
量、所望のビーム長さ及び所望の開始距離が含まれる。
ＥＳＧ素子、コード内の導体、ペンシル内の導体、電極
と組織との間隔、組織のインピーダンスと特性、漂遊リ
アクタンスその他を含む、電気環境の全体のシステムが
総合した電力伝達特性を定める。エネルギを組織に伝達
するのは、アークとエネルギ結合通路であるので、ガス
噴流中におけるイオン化の長さ、通路及び寿命時間はシ
ステム全体としての瞬間的状態に応答して自動調整す
る。応答するアーク及びエネルギ結合路の容量は、ＥＳ
Ｇの出力応答特性に大きく依存する。図２０の曲線７０
０及び７０２で表したような広いＥＳＧ内部インピーダ
ンス特性は、本発明のＥＳＧを機動的に異なる負荷状態
に適合させ、また、すぐれた凝固を生じるよう改良さ
れ、すぐれた組織効果及び焼痂を得る電力伝達レベルを
維持することを可能とする。 【０１３５】本発明によるＥＳＧの広い内部インピーダ
ンス特性は、認められている技術によって得られた。米
国特許第４，４２９，６９４号に述べられたＥＳＧと比
較して、出力変圧器６３４（図１８）に大きな磁気材料
を使用して、高い電圧及び電力を処理し、一次巻線に比
べて二次巻線の数を増加し、また、制限回路５５０及び
５５２（図１６）に、高い限界を定めて、ＥＳＧの電流
及び電圧の限界を増加させた。発生器及び増幅器の技術
で認められているように、発生器内部インピーダンス範
囲を増加させるには、多くの異なる技術がある。アーク
センサ回路３１６（図１２及び図１９）は、適正なエネ
ルギ供給特性を実現して、前述した方法で供給電力を調
整するのに重要な役割を果す。 【０１３６】改良された組織効果及び焼痂 本発明による装置を放電療法、すなわち、マクロ形態の
動作において得られた焼痂の特性を図２１、図２２、図
２３Ａ及び図２３Ｂに示した。図２１、図２２、図２３
Ａ及び図２３Ｂは、それぞれ、図１、図２、図３Ａ及び
図３Ｂに示した最良の既知従来技術の焼痂と比較するこ
とを意図したものである。本発明から得られる焼痂で
は、アーク孔細網組織層７１２（図２３Ａ及び図２３
Ｂ）において、特定の表面領域に多数の小さな直径孔が
分布しているのを見ることができる。アーク孔は、組織
の表面では、より均一間隔に分布している。アーク孔は
相互比較してみて、寸法すなわち断面積が均一である。
組織は本質的に焦げや炭化がない。隣接アーク孔間の組
織の壁は厚さが厚くて弾力的である。図２３Ａ及び図２
３Ｂからわかるように、アーク孔細網組織７１２は、従
来技術のアーク孔細網組織より深さが均一だが浅い。ア
ーク孔細網組織層７１２の下部の熱乾燥層７１４は比較
的薄いが深さは均一である。より均一の深さで比較的浅
い層７１４は、また、焼痂にすぐれた弾力性をもつの
で、ひび割れがさけられる。影響を受けない層を７１６
で示した。 【０１３７】比較的多数の小さい寸法のアーク孔が表面
に一様にかつ均一の深さまで分布しており、焦げ又は炭
化がなく、また個々のアーク孔間に比較的丈夫で弾力を
もった壁ができるので、血液の凝固がより迅速にかつよ
り効果的に行われる効果的な細網組織を生じる。小さい
孔をもつ表面領域と細網組織層のアーク孔周囲に存在す
る構造的に健全で柔軟な支持網目組織とが、強化される
凝固能力を得るのに著しく貢献する。アーク孔細網組織
７１２の下部の比較的薄い熱乾燥層７１４は熱壊死によ
る組織の量を最小にしてよりよく、より早い治癒を推進
する。アーク孔組織と乾燥層の両方で実際に破壊される
組織が少いのでこれがまた、より迅速な治癒を推進す
る。焼痂による破壊の深さが浅いことから、実質的に孔
あけの危険を少なくして、腸又は膀胱のような器官の周
囲にも本発明を使用することが可能である。 【０１３８】小さいアーク孔とアーク・エネルギの一様
な分布はアーク通路の寿命時間に関係すると思われる。
最初はガス噴流中の各アークは、乾燥過程でエネルギを
伝達して新しい組織への通路をつくる。小さな点が乾燥
されるにつれて、その後の各アークは、組織面への低イ
ンピーダンス通路を見出す。これは、新たな（低インピ
ーダンス）組織への長い通路をとる（分散）か又はすで
に乾燥した（高インピーダンス）組織への短い通路をと
るかして発生する。後者がアーク孔細網組織層の発達の
原因と考えられる。アーク通路のインピーダンスは、距
離、加熱及び組織乾燥の程度に従って増加する。これら
の要素の機動的平衡が、ＥＳＧの内部インピーダンス特
性と結びついて、すぐれた組織効果を生じる。 【０１３９】本発明を放電療法動作形態で使用して、犬
科動物の肝臓及び脾臓の切除後の治癒又は損傷の程度を
最良の従来技術による通常の電気外科装置（米国特許第
４，４２９，６９４号で代表される）によるものとの比
較について調査を行った。これら二つの型式の放電技術
を以下に、本発明技術及び最良従来技術として引用す
る。 【０１４０】１６匹の犬科動物をこの調査に使用した。
各動物の肝臓及び脾臓を二つの領域に部分的に切除し
た。一つの部位では、本発明の装置を使用して、止血が
得られた。他の部位では、最良従来技術の装置を使用し
て止血が得られた。両方の装置に供給された電力は６０
ワットから７０ワットであった。８匹の動物は、外科処
置７日後に解剖し、また他の８匹は外科処置２８日後に
解剖した。所定のサンプリング規定に従って、肝臓及び
脾臓から切片を取った。試料は電気凝固病変の組織病理
解析に深い経験をもった獣医病理学者によって解析され
た。 【０１４１】病理学者の報告には、手術後２８日では、
本発明の装置によって生じる治癒と最良従来技術の装置
によって生じる治癒とでは測定可能な差があることを示
している。脾臓では、切除部位で本発明によって生じた
焼痂は従来技術によって生じた焼痂のわずか７０％の厚
さであった。肝臓では、切除部位で本発明によって生じ
た焼痂は、従来技術によって生じた焼痂の約９３％の厚
さであった。７日の時間間隔では、顕著な差異は観察さ
れなかった。 【０１４２】調査の第２部門では、手術後の血液変化と
肝臓酵素の変化を解析した。８匹の動物について、手術
の前後について、白血球、赤血球、ヘログロビン、ヘマ
トクリット、全ビリルビン、アルカリ・ホスファター
ゼ、ＬＤＨ（乳酸脱水酵素）及びＳＧＯＴ（血液グルタ
ミン酸・オキザロ酢酸トランスアミナーゼ）を含む一系
列の調査を行った。これらの調査結果を従来技術による
電気凝固について以前に実施した調査結果と比較した。
本発明によると従来の電気外科技術よりも生じる外傷が
少ない。手術後の期間には、ＬＤＨとＳＧＯＴとは極め
てわずかしか変化しなかった。アルカリ・ホスファター
ゼは過渡的な上昇を示した。肝臓酵素の変化は、従来の
電気外科技術による以前の調査よりも、実際に少なかっ
た。 【０１４３】本調査から導くことのできる結論として
は、２８日では、従来の電気外科技術よりも、本発明の
生じる解剖学的変化が少なく、また本発明は従来技術よ
りも肝臓の酵素変化がいくぶん少ないことである。これ
ら二つの結論は、本発明が放電療法外科による長期治療
に貢献して向上させるという観測を支持する。 【０１４４】図２４及び図２５は、本発明を乾燥形態す
なわちミクロ形態で動作させることによって得られる組
織効果を示す。図２４及び図２５に示した組織効果は、
ＥＳＵによっては、いままでに得られなかったものであ
る。焼痂は図２５に示したように単一の乾燥した層７１
８であることが特徴である。この乾燥層は、一般に極め
て薄くかつ深さが均一である。比較的均一な深さでしか
も連続した層は、通常のＥＳＧの活性電極を組織に接触
させても、いままで電気外科で得られなかったものであ
る。図２４に示したように、組織は、アーク孔又はどん
な型式の孔基質にも孔あけ又は破壊されていない。その
代りに、薄くて、弾力性ある一体的な層、すなわち痂皮
が組織の層を乾燥することによって、焼痂７１８の下部
の無影響組織７２０を封入して、つくられた。 【０１４５】その非破壊的特性によって、乾燥動作形
態、すなわちミクロ動作形態は、アーク放電によって凝
固ではなく開放血管又は組織を実際に破ってしまうよう
な繊細な組織に対して適用することができる。乾燥、す
なわち、エネルギ伝達の程度は、加える時間に依存する
ので、外科医は特定の、繊細な効果を得ることが可能で
ある。ミクロの動作形態の他の特徴は、アーク形成中に
通常整流に関連する低周波数スペクトル成分をもたない
ことである。これは、通常、アーク発生形態でおこる筋
肉の刺激を最小にするので有利である。特に、ミクロ動
作形態は、最小の刺激で隔膜に適用することができる。
ミクロ動作形態は、従来の電気外科がうまく適用できな
かった、特定の外科処置に対しても適用できることが期
待される。 【０１４６】本発明についての発見、利点、改良及び好
適実施例を現在の確信及び観察に合致する限度まで説明
した。多くの特徴及び観察は、完全な確実性をもって説
明できないが、有用な実施例を示し好適な例によって説
明した。本発明自体は、特許請求の範囲に画定されてい
る。

【図面の簡単な説明】 【図１】米国特許第４，４２９，６９４号で開示された
発明を利用する、通常の従来技術電気外科装置によって
放電療法をうけた犬の肝臓組織の拡大平面図写真であっ
て、生物の形態を示す写真であり、最良の従来技術電気
外科放電療法技術と信じられている技術によって組織上
につくられた凝固効果を示す図。 【図２】米国特許第４，４２９，６９４号で開示された
発明を利用する、通常の従来技術電気外科装置によっ
て、放電療法をうけた牛の肝臓組織の拡大平面図写真で
あって、生物の形態を示す写真であり、最良の従来技術
電気外科技術であると信じられている技術によって組織
上につくられた凝固効果を示す図であるが、組織の薄い
層を背後照明状態で示した図。 【図３】図１に示したものとは同一ではないが類似の犬
肝臓組織に図１と同様な放電療法を行ったものの切断面
の拡大写真であって、生物の形態を示す写真であり、一
個の組織片を異なる位置で取ったものであり、組織の表
面から異なる凝固効果の深さを示す線が記入してある
図。 【図４】本発明を実施する電気外科装置（ＥＳＵ）の全
般的略図で、電気外科発生器（ＥＳＧ）、ガス供給装
置、ペンシル、及び断面を表した組織の一部を示した
図。 【図５】図４に全体を示したペンシルの実施例の主要構
成部分の分解図。 【図６】図５に示した構成部分で組立てられたペンシル
の前方部分の軸に沿った断面図。 【図７】図６の線７−７の平面で実質的に切断したとき
の断面図。 【図８】図６の線８−８の平面で実質的に切断したとき
の断面図。 【図９】図６の線９−９の平面で実質的に切断したとき
の断面図。 【図１０】図４に示したガス供給装置の略ブロック図と
図４に示したＥＳＧの一部でガス供給装置と相互作用す
るもののブロック図。 【図１１】めすコネクタ及びおすコネクタの軸方向断面
図で、このコネクタによってペンシルに向かうコードが
図４に示したように電気外科発生器及びガス供給装置に
接続されるものの図。 【図１２】図４に示したＥＳＧ及びガス供給装置の素子
のブロック線図。 【図１３】図１２に示したＥＳＧの前面盤制御装置のブ
ロック及び略線図。 【図１４】図１２に示したＥＳＧの論理制御素子のブロ
ック及び論理線図。 【図１５】図１２に示したＥＳＧの電力供給装置のブロ
ック及び略線図。 【図１６】図１２に示したＥＳＧの電力供給制御素子の
ブロック及び略線図。 【図１７】図１２に示したＥＳＧの無線周波数すなわち
ＲＦ駆動装素子のブロック、論理及び略線図。 【図１８】図１２に示したＥＳＧの共振出力回路素子の
ブロック及び略線図。 【図１９】図１２に示したＥＳＧのアーク・センサ回路
素子のブロック及び論理線図。 【図２０】本発明のＥＳＵのインピーダンス特性の二つ
の従来のＥＳＧとの比較を示す非誘導性抵抗負荷に対す
る電力出力の静負荷曲線を示す図。 【図２１】本発明のＥＳＵによって放電療法を受けた犬
の肝臓組織の拡大平面図写真で、生物の形態を示す写真
であり、本発明によって得られる改良された放電療法凝
固効果を示す図で、図１に対応する。 【図２２】本発明のＥＳＧによって放電療法を受けた牛
の肝臓組織の拡大平面図写真で、生物の形態を示す写真
であり、組織の薄い層を背後照明状態で示した図で図２
に対応する。 【図２３】図２１に示したものと類似しているが同一で
はない犬の肝臓の断面の拡大平面図写真で、生物の形態
を示す写真であり、図２１と同様に放電療法を行い、単
一の組織片からそれぞれ異なる位置でとったものであ
り、組織の表面から異なる深さの凝固効果を示す線を記
入した図で図３に対応する。 【図２４】犬の肺組織の主要部分に本発明のＥＳＵによ
る熱乾燥療法を行った、犬肺組織の拡大平面図写真で生
物の形態を示す写真であり、本発明よって得られる乾燥
凝固効果を表わしている。 【図２５】本発明のＥＳＵによって乾燥療法を受けたね
ずみの肝臓組織の断面の拡大写真で、生物の形態を示す
写真であり、組織の表面から凝固乾燥効果の深さを線で
示した図であり、本発明よって得られる乾燥凝固効果を
表わしている。 【符号の説明】 ３０，７１２ アーク孔細網組織層 ３２，７１４，７１８ 熱乾燥層 ３４，７１６，７２０ 無影響正常組織 ４０ 電気外科装置（ＥＳＵ） ４２ ペンシル ４４ ガス供給装置 ４６ 電気外科発生器（ＥＳＧ） ４８ 可とうコード ５０ 管路 ５２ ノズル ５４ 噴流 ５６ 電気導体 ５８ 電極 ６０ アーク ６２ 組織 ７０ 帰路電極（患者電極板） ７２ 帰路電気導体 ７４ センサ管路 １００ ノズル及び電極支持装置 １０２ カプラ装置 １０４ ハンドル １３２，１３２ａ，１３２ｂ 導管 １４０ 煙突状構造部 １４２ リブ １４４ 中心コア ３００ 制御スイッチ ３０２ 前面盤制御装置 ３０４ 論理制御回路 ３０６ 電力供給制御回路 ３０８ 電力供給回路 ３１０ 交流電源 ３１２ ＲＦ駆動回路 ３１４ 共振出力回路 ３１６ アーク・センサ回路 ４１８ 駆動パルス発生器

フロントページの続き (72)発明者 カール ダブリユ．ハーン アメリカ合衆国コロラド州エングルウツ ド，ピー．オー．ボツクス 3274 (56)参考文献 特公 平６−4076（ＪＰ，Ｂ２) 米国特許4060088（ＵＳ，Ａ) Ｄｉｇｅｓｔｉｖｅ Ｄｉｓｅａｓｅ ｓ ａｎｄ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，24［11 ］（1979−11）（米）ｐ．845−848 (58)調査した分野(Int.Cl.⁶，ＤＢ名) A61B 17/39

Claims (1)

1. (57)【特許請求の範囲】 １．組織の支質に焼痂を生じる電気外科装置の制御装置
   であって、 自然流体でおおわれている組織から自然流体を取り除き
   実質的に組織を露出させるのに十分な所定流量で実質的
   に酸素原子を含まない所定のガスを柱状の噴流として前
   記組織に導くよう制御する手段と、 前記焼痂を生じさせるように、前記組織を含む電気路中
   の前記ガス噴流中のイオン化導電通路に、所定の無線周
   波数範囲の所定電力レベルでかつ所定の伝送特性で、ア
   ークによる電気エネルギを伝達するよう制御する手段
   と、を備え、 前記ガス噴流中の前記アークの前記伝送特性は、前記ア
   ークの前記組織への作用により前記焼痂を生じさせて外
   部層と内部層をもたらすことを特徴とし、前記外部層
   は、アークにより生成されたアーク孔よりなる概ね均一
   の深さの細網組織層を有し、前記アーク孔は前記組織内
   に入り込んで、支質から実質的に同程度の深さと、支質
   上で実質的に同程度の断面サイズと、支質上で実質的に
   均一の地域分布を有しており、更に前記アーク孔の前記
   断面サイズ、前記深さ及び前記地域分布は、隣り合うア
   ーク孔の間の前記組織に柔軟性を持たせて前記組織にひ
   び割れを生じさせることなく、かつ前記アーク孔には焦
   げと炭素化がなく、更に前記内部層は、前記細網組織層
   の下に延び実質上一様の深さを有し、かつこの内部層
   は、前記アークの加熱エネルギによる組織の熱的壊死と
   乾燥によって形成され、かつアーク孔は有していない、 ことを特徴とする電気外科装置の制御装置。 ２．請求項１において、無線周波エネルギを伝送する所
   定の電力レベルは、新たに血液でおおわれた組織に焼痂
   をつくるのに十分なものであり、また、組織上に実際的
   な流体除去効果をもたないようにガス噴流を組織から十
   分な距離に離したときは、イオン化導電通路を設定する
   のに十分なものである、電気外科装置の制御装置。 ３．請求項１において、ガス噴流が実質的に層流状の流
   動特性をもつ、電気外科装置の制御装置。 ４．請求項１において、無線周波エネルギがイオン化導
   電通路内に導かれるアークによってのみ伝達される、電
   気外科装置の制御装置。 ５．請求項１において、所定のガスが不活性ガスである
   電気外科装置の制御装置。 ６．請求項１において、 前記ガス伝導手段はガス噴流中における所定のガス供給
   状態を検出する手段を有し、及び前記電気エネルギ伝達
   手段は更に所定のガス供給状態が設定されるまでガス噴
   流に対する無線周波エネルギの供給を防止する手段を有
   することを特徴とする電気外科装置の制御装置。 ７．請求項１において、 前記ガス伝導手段は、ペンシル状装置を有し、該ペンシ
   ル状装置が層流状の噴流を生じるガス流通路のノズル手
   段を有し、 前記電気エネルギ伝達手段がノズル手段のガス流通路中
   に配置され、ノズル手段に接続された電極手段を備え、 該ノズル手段がガスの層流状の噴流を生じる、 電気外科装置の制御装置。 ８．請求項７において、 ノズル手段がペンシル状装置から取り外し可能となって
   いる、 電気外科装置の制御装置。 ９．請求項８において、 ノズル手段及び電極手段が一体的にノズル及び電極支持
   装置内に接続され、 ペンシル状装置には、前記ガス伝導手段及び前記エネル
   ギ伝達手段の双方に接続されているハンドルならびに、
   ノズル及び電極支持装置をハンドル内に所定の接続関係
   に選択的に接続するためのカプラ手段を具備して、ハン
   ドルからガスをノズル手段に供給し、またハンドルから
   電気エネルギを電極手段に供給する、 電気外科装置の制御装置。 １０．請求項９において、 ハンドル内におけるノズルと電極支持装置との所定の接
   続関係を動作上検出する手段、及び、 所定の接続関係が設定されるまで、電極手段に対する電
   気エネルギの供給を防止する手段、 も備える電気外科装置の制御装置。 １１．請求項７において、 前記ガス伝導手段は、少なくとも１つの内部通路を有し
   その中に所定のガスを伝導させるコード手段を有し、ま
   た、 前記電気エネルギ伝達手段は、コード手段中に配置され
   前記コード手段中に導かれる所定のガスによって実質的
   に囲まれる電気導体を有する、 電気外科装置の制御装置。 １２．請求項１１において、 前記コード手段には、コード手段の長さに沿って通常縦
   方向に延び、かつ、コード手段の縦方向基準軸のまわり
   に通常同心円状に配置される複数個の管路を備え、それ
   ぞれの管路は、１つの通路を構成しまた、 前記電気導体が、通常、縦方向基準軸の位置に配置され
   る、 電気外科装置の制御装置。 １３．請求項１において、前記電気エネルギ伝達手段が
   更に、組織へのイオン化導電路の所定の電気状態を検出
   する手段を有し、前記電気エネルギ伝達手段は選択的に
   動作され得、前記電気エネルギ伝達手段は、 第１所定動作電力レベルで電気エネルギをガス噴流に伝
   達してイオン化導電通路中にアークを生じることによっ
   て組織支質上に焼痂をつくり、 動作電力レベルよりも低い第２所定目標電力レベルで電
   気エネルギをガス噴流に伝達して、動作電力レベルを伝
   達しないときガス噴流中にアークを生じないイオン化状
   態をつくり、また、 組織までのイオン化導電路中の所定電気状態を前記電気
   状態検出手段が検出するとき、目標電力レベルと動作電
   力レベルとの間を自動的に切替える、 電気外科装置の制御装置。 １４．請求項１３において、イオン化導電通路中の所定
   電気状態が該導電路中に電気エネルギの少くとも一つの
   アークが伝達されている状態であある、電気外科装置の
   制御装置。 １５．請求項１４において、前記の電気エネルギ伝達手
   段が、 目標電力レベルを伝達中にイオン化導電通路中における
   所定数のアークの存在を前記電気状態検出手段が最初に
   検出した後、目標電力レベルより少ない第３所定レベル
   でガス噴流に電気エネルギを伝達し、また、 前記第３電力レベルで伝達中にイオン化導電通路中に所
   定数のアークを前記電気状態検出手段が検出すると、動
   作電力に自動的に切替わる、 電気外科装置の制御装置。 １６．請求項１５において、前記電気エネルギ伝達手段
   が、 第３電力レベルの伝達中の所定時間間隔内に所定数のア
   ークを前気電気状態検出手段が検出できないときは、目
   標電力レベルに自動的に切替わる、 電気外科装置の制御装置。 １７．請求項１５において、前記電気エネルギ伝達手段
   が、 ガス噴流に電気エネルギの供給を開始するときは、目標
   電力レベルよりは大きく、また動作電力レベルよりは、
   小さな第４の所定ブースタ電力レベルでガス噴流に電気
   エネルギを伝達する、 電気外科装置の制御装置。 １８．請求項１において、 前記ガス伝導手段には、外科処置中外科医によって手動
   操作されるようになっていてガス噴流を生じるノズル手
   段を具備するペンシル状装置を含み、 前記電気エネルギ伝達手段には、前記ノズル手段内のガ
   ス流通路中に配置されて、ガス噴流に電気エネルギを伝
   送するために動作する電極手段を含み、また、 前記電気エネルギ伝達手段には、さらに、ペンシル状装
   置と組織との間のイオン化通路中の電気状態を検出し、
   組織からの所定動作電力を供給するペンシル状装置の動
   作分離距離を焼痂を生じるために設定する手段も含む、 電気外科装置の制御装置。 １９．請求項１において、前記電気エネルギ伝達手段は
   更に、 電気外科効果を実現するため組織への電気エネルギの伝
   達に使用する電極手段、 外科的効果を生じるため所定の無線周波数範囲内の第１
   所定電力レベルを発生し、また、第１電力レベルより実
   質的に低い第２電力レベルを所定無線周波数範囲内で発
   生し、それら発生した電力を電極手段に供給する発生手
   段、及び、 電極手段と組織との間の距離に関する所定の特性を動作
   上から検出し、電極手段が組織から所定の距離より近く
   にあるときは第１電力レベルを供給するように発生手段
   を制御し、また、電極手段が組織から所定の距離より遠
   くに離れているときは、第２電力レベルを供給するよう
   に発生手段を制御するセンサ手段、 を備える電気外科装置の制御装置。 ２０．請求項１９において、前記センサ手段が検出する
   前記所定の特性は所定の電気的特性であって、前記セン
   サ手段が電極手段と組織との間の空間的間隔の該所定の
   電気的特性を動作上検出して、所定の距離を定める、電
   気外科装置の制御装置。 ２１．請求項２０において、所定の電気的特性が電流伝
   導特性である、電気外科装置の制御装置。 ２２．請求項１において、前記電気エネルギを伝達する
   手段は、更に電気エネルギをガス噴流へ伝達するためガ
   ス噴流中に配置された電極手段と、 その電極手段に接続された電気外科発生手段と、を有
   し、この電気外科発生手段は、所定無線周波数範囲にお
   いて複数の異る所定の電力の電気エネルギを発生し、発
   生した電気エネルギを電極手段に供給してガス噴流中に
   イオン化された導電通路を形成し、それにより電気エネ
   ルギーをガス噴流中で組織に導き、更に上記電気外科発
   生手段は、 所定の無線周波数範囲内の固有周波数をもち、駆動パル
   スによって付勢されるとき、所定周波数範囲の電気エネ
   ルギを前記電極手段に供給するように動作する共振回路
   手段と、 所定のエネルギ含有量をもつ駆動パルスを前記共振回路
   手段に供給する駆動パルス発生手段と、 前記駆動パルス発生手段に接続されて、それぞれが異な
   るエネルギ含有量をもつ、複数個の異なる型式の所定駆
   動パルスを発生するように、前記駆動パルス発生手段を
   制御する制御手段と、 センサ手段と、を有し、このセンサ手段は前記の共振回
   路手段および制御手段に接続されて、電極手段と組織と
   の間のイオン化導電通路中の所定電気状態に関係する共
   振回路手段中の所定の電気信号特性を検出するように動
   作し、所定電気信号特性を検出するとき、動作レベル信
   号を前記制御手段に供給し、また、所定電気信号特性が
   検出されないとき、目標レベル信号を前記制御手段に供
   給し、 前記制御手段は、目標レベル信号に応答して前記駆動パ
   ルス発生手段を制御して、アークを生じない状態にガス
   噴流をイオン化するのに十分な所定エネルギ含有量をも
   つ目標駆動パルスを供給し、また、 前記制御手段は、動作レベル信号に応答して、前記駆動
   パルス発生手段を制御して、ガス噴流をアーク状態にイ
   オン化するのに十分な所定エネルギ含有量をもつ動作駆
   動パルスを供給する、 電気外科装置の制御装置。 ２３．請求項７において、 電極手段が、実質的に露出した前記端末をもつ細長い電
   極を備え、また、 ノズル手段内の位置の実際的なガス流通路の中心に延
   び、実質的に露出した前部端末を備える電極手段を支持
   する手段、 も備える、電気外科装置の制御装置。 ２４．請求項８において、 電極手段の後部端末は露出されており、それによって、
   前記ノズル及び電極支持装置をハンドル内に接続すると
   き、カプラ手段において電極手段との電気接続を行な
   う、電気外科装置の制御装置。 ２５．請求項９において、 前記ノズル及び電極支持装置には、ノズル手段に接続さ
   れる煙突状構造部を画定する手段を含み、 また、 前記電極を支持する手段には、電極手段の前部端末と後
   部端末との間の位置で電極に取付けたコア部分ならびに
   煙突状構造部とコア部分に延びて、電極をノズル及び電
   極支持装置内に支持するリブとを備える、 電気外科装置の制御装置。