JP2972349B2 - 神経外科的電気外科用装置のための制御システム - Google Patents
神経外科的電気外科用装置のための制御システムInfo
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- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00875—Resistance or impedance
Description
とされる、同日付けで米国特許商標局に出願された関連
出願は次のとおりである。
(Control Apparatus for Electrosurgical Generator
Power Output)」,U.S.S.N.08/468,950:PC8827. 「電気外科用ゼネレータのためのディジタル波形発生
(Digital Waveform Generation for Electrosurgical
Generators)」,U.S.S.N.08/471,344;PC9210. 「電気外科用ゼネレータのための射出火花制御(Exit
Spark Control for an Electrosurgical Generato
r)」,U.S.S.N.08/479,424;PC9217. 「電気外科用ゼネレータのための電力制御(Power Co
ntrol for an Electrosurgical Generator)」,U.S.S.
N.08/471,116;PC8826. 1.発明の分野 この発明は、外科医により患者の組織及
び体液に当てられることのできる神経外科用二極式電極
のための制御システムに関し、更に詳しくは、この制御
システムは、組織及び体液のインピーダンスに従って接
触面により組織及び体液に印加されるRMS電流、RMS電力
及びRMS電圧を調整する。
過焼灼及び治療器具に付着する焼痂の形成を防止しよう
と努力して、塩水又はリンゲル液でみなぎった手術場所
に低電力の電気外科用エネルギーを印加することによっ
て実施されてきた。器具に付着する焼痂の形成を防止す
るためこの対策についての問題は、この液のみなぎった
手術場所が手術の精確な場所を覆い隠すことである。更
に塩水は治療される組織を湿潤に保っている間にも組織
治療の区域を所望の区域を越えて加熱し且つ広げてしま
う。
った組織までの広範囲の負荷条件にわたってピンセット
の二極式先端部において一様な電力を維持するために、
低出力インピーダンスのシステムを有している。5ない
し10オームの出力インピーダンスを有する厳しく調整さ
れた電力出力が前述の特許に開示され、50ないし500オ
ームの以前の固体システム及び40ないし50オームでの火
花ギャップ(Bovie)とは対照的になっている。従っ
て、前述の特許の低いインピーダンス出力は、隣接した
繊細な血管、神経及び組織構造物を冷却し且つ保護する
ために不断の灌注の下で使用されることができる。
の一様な幅のバーストが供給される二極式電極を有して
おり、これらのバーストにはほぼ同一の減衰する振幅包
絡線があって、各包絡線は事前選択の初期振幅からの所
定の、変化率を有している。この特許のゼネレータは、
切断及び凝固モードで動作し、二極式電極に対する可変
の直流電圧電源、短絡及び開路検出器を有している。
療中に外科医による要求に応じて、単極式又は二極式と
して使用され得るピンセットにおけるスイッチを有して
いる。米国特許第4890610号は、患者の側に露出先端部
を且つ反対側の端部に電気外科用エネルギーのためのコ
ネクタ端子を残すように、プラスチック絶縁物をそれぞ
れ上部に成形された鋳造金属導体ブレードで構成された
一対の二極式ピンセットを有している。米国特許第4492
231号は、良好な熱伝導体及びピンセットの歯における
導電材料の体積に対する最小限の接触部を使用すること
によって、それらの間に非付着凝固を与えるための二極
式回路を有している。米国特許第5196009号は、大きい
熱伝導率を持つニッケルの第1及び第2のブレード部分
を鋳造することによって作られた一組の非付着性二極式
ピンセットを有している。米国特許第4969885号は、自
動調整ループにより高周波電気外科用ゼネレータにおい
て出力電力の代わりに出力電圧を制御するのが有利であ
ることを認めている。電力ではなく、出力電圧が自動調
整ループを介して電気外科的切断又は凝固を制御するた
めに使用される。それゆえに米国特許第4969885号にお
ける電圧制御は、熱的損傷の程度を制御する方法を開示
していると認められ、また逆に言えば、供給電力を自動
的に監視することは開示されていないと認められる。明
確には、電気外科用装置により供給される電力及び任意
の瞬間に電気外科術のために必要とされる電力は決して
一定ではなく、従って組織の切断又は凝固に対する再現
性は首尾一貫しない。このため電気外科用装置による最
適の電力発生及び供給は達成されることができず、従っ
て制御電力の自動監視は高周波手術装置においては不可
能である。
外科術中一定であるときの電圧制御に限られている。出
力電圧が可調整の信号基準源に合わせて調整され且つ制
御されるので、その出力に対する波高率変化は、調整制
御を無効にして、電気外科術による切断又は凝固中に達
成される組織効果の質の減損を生じることになるであろ
う。総合品質は特定の組織特性に対する信号基準源の相
関に制限される。それゆえに組織変化のパターンは指定
できない。
すなわち治療される組織における時間に関するインピー
ダンスの変化、に応答する二極式手術器具に対する低電
力凝固制御回路を有している。明確には、インピーダン
ス変化が時間に関して測定されて印加の電力又は持続時
間が制御される。米国特許第4658819号は、二極式器具
に対する電気外科用電力の印加を制御するための電力曲
線を開示している。米国特許第4658819号の教示事項に
とって重要なのは、エネルギーの初期定電流印加、次に
エネルギーの定電力印加、そして最後にインピーダンス
の平行に従っての電力出力の減少である。注目に値する
のは、定電流の源を印加した後の、次に定電力の源を印
加した後の、最後に定電圧の係数付き源を印加した後
の、同定されたインピーダンス値の関数としてのエネル
ギー印加の制御の評価が全くないことである。
する解決策である。詳細には、説明され且つ図解された
神経外科用二極式電極及び電気外科用ゼネレータは、組
織動的インピーダンスの関数として印加電力を実時間で
調整するための制御器を使用して神経外科術を行う。閉
ループの制御器が実時間動的組織インピーダンス監視を
有していて、最小限の付着、黒焦げ及び優れた凝固を与
える。既述の従来の特許は、参照文献としてこの明細書
に組み入れられてこの明細書の一部分にされる。
科用二極式電極のための制御システムは、望ましくは電
気外科用ゼネレータの形式をした高周波エネルギーの源
を有している。二極式電極は高周波エネルギーの源に接
続することができる。二極式電極における組織及び体液
の接触面は、最も望ましくは組織及び体液のインピーダ
ンスより実質的に小さい単位面積当りの抵抗を有する高
度に導電性の材料で作られている。高周波エネルギーの
源と接触面の一つとの間の接続部に誘導的に取り付けら
れた第1電流変換器(トランスデューサ)は、組織及び
体液の治療の特定の瞬間における組織及び体液の負荷の
瞬間的に変化するインピーダンスに応答することができ
る。この第1電流変換器は、接触面間における且つ組織
及び体液を通るRMS電流の瞬時値に対する測度を与え
る。
器は、接触面間に印加されたキャパシタを通るRMS電流
に応答する。この第2電流変換器は、高周波エネルギー
の源における組織インピーダンス負荷に起因して変化す
る電流変化、及び無線周波供給エネルギーにおける変動
に起因するそれの出力における変化の信号を与えて、接
触面間の組織及び体液間におけるRMS電圧の瞬時値を表
し且つこれに重み付き値による相関させられた信号を与
える。
流を最初に調整するために、高周波エネルギーの源に接
続された制御器は、最も望ましくは、測度により除算さ
れた信号が所定値になるまでそこを通るインピーダンス
に応答する。この制御器は次に、測度により除算された
信号が所定値になるまで組織及び体液におけるインピー
ダンスに従って、接触面により組織及び体液に印加され
るRMS電力を調整するように接続を行うことができる。
制御器はその後測度により除算された信号に応答し、従
って接触面間で治療されている組織及び体液のインピー
ダンスに印加されるRMS電圧は、測度により除算された
信号が規定値になるまで調整され且つ監視されることに
なるであろう。制御器は、規定値が得られるまでRMS電
圧を組織及び体液に印加されるその百分率に合わせて変
化させることによって、組織におけるインピーダンスに
従って、接触面により組織及び体液に印加されるRMS電
圧を最終的に調整して治療されている組織及び体液が望
ましくは湿っているが表面では凝固していて完全には乾
いておらず且つ炭化し又は焼痂に変じていないようにす
るために、接続されることができる。
セッサを含んでもよいであろう。マイクロプロセッサは
信号を測度により除算する。マイクロプロセッサは所定
値、定義値及び規定値のための記憶装置を有してもよい
であろう。マイクロプロセッサは所定値、定義値及び規
定値を測度により除算された信号と実時間で比較する。
制御器は、望ましくは測度により除算された信号が所定
値の16になるまで、RMS電流を実質上一定に維持する。
制御器は、望ましくは測度により除算された信号が定義
値の512になるまで、RMS電力を実質上一定に維持する。
次に、制御器は望ましくは測度により除算された信号が
規定値の1024になるまで、RMS電圧を実質上調整状態に
維持する。制御器は、望ましくは測度により除算された
信号が規定値の1024になった後には、RMS電圧をその実
質上調整されたレベルのある百分率に維持する。RMS信
号及びRMS測度はRMS電力を実時間で計算するためにマイ
クロプロセッサにおいて乗算されてもよい。高周波エネ
ルギーの源は約1ないし70ワットの出力の範囲に制限さ
れてもよい。接触面は、電気的及び熱的伝導特性のゆえ
に、選択された貴金属、ニッケル又はその合金でよいで
あろう。スイッチ、望ましくは足踏みスイッチは、二極
式電極への高周波エネルギーの源を、外科医がそれらの
間の接続を活動化して接続を行うときに、制御する。制
御器は、望ましくは測度により除算された信号が規定値
の1024になった後には、RMS電圧をその実質上調整され
たレベルの100パーセントに維持する。代替的に、制御
器は、測度により除算された信号が規定値の1024になっ
た後には、RMS電圧をその実質上調整されたレベルの百
パーセントのある百分率、例えば50パーセントに維持し
てもよい。
二極式電極のためのシステムを制御するための方法は、
高周波エネルギーの源を準備すること及び高周波エネル
ギーの源に二極式電極を接続することを含む諸段階を有
することができる。二極式電極に接触面を準備すること
並びに組織及び体液のインピーダンスより実質的に小さ
い単位面積当りの抵抗値を有する高導電性材料の接触面
に組織及び体液を接触させること、もまた諸段階であ
る。高周波エネルギーの源の動作周波数に同調したコン
デンサ及びインダクタを含むタンク回路網を高周波エネ
ルギーの源において有することは別の段階である。タン
ク回路網のような高周波エネルギーの源の出力を準備す
る段階はこの方法の一部分であり得る。高周波エネルギ
ーの源と接触面の一つとの間の接続部に第1電流変換器
を誘導的に取り付けることは一段階であり得るであろ
う。組織及び体液の治療の特定の瞬間における組織及び
体液の負荷の瞬時的に変化するインピーダンスに第1電
流変換器により応答する段階、並びに接触面間において
組織及び体液を通るRMS電流の瞬時値に関する測度を第
1電流変換器により提供する段階は、後続することがで
きる。接触面間に組織及び体液を通じて印加されたRMS
電流に応答することは一段階である。接触面間に印加さ
れたコンデンサを通るRMS電流に応答するように、高周
波エネルギーの源に第2電流変換器を誘導的に取付ける
ことは一段階であり得るであろう。高周波エネルギーの
源における組織インピーダンス負荷に起因して変化する
電流変化及び無線周波供給エネルギーにおける変動に起
因するその出力における変化の信号を第2電流変換器に
より供給することはこの方法の一段階であり得る。接触
面間の組織及び体液におけるRMS電圧の瞬時値を表す信
号を第2電流変換器により供給する段階はこの方法にお
いて後続する。RMS電圧の瞬時値の重み付き値により相
関させられた信号を第2変換器により供給することは一
段階であり得る。接触面により組織及び体液を通じて印
加されたRMS電流を最初に調整するために高周波エネル
ギーの源に制御器を接続する段階、並びに測度により除
算された信号が所定値に達するまで組織及び体液のイン
ピーダンスに制御器により応答する段階は、付加段階で
あり得る。測度により除算された信号が定義値に達する
まで、組織及び体液におけるインピーダンスに従って接
触面により組織及び体液に印加されるRMS電力を次に制
御するために、制御器を接続することは一段階であり得
るであろう。測度により除算された信号が規定値になる
まで接触面間で治療されている組織及び体液のインピー
ダンスに印加されるRMS電圧が制御され且つ監視される
ように測度により除算された信号に制御器によりその後
応答して、規定値が達成されるまでRMS電圧を組織及び
体液に印加されるそれの百分率に合わせて変化させるこ
とによって組織におけるインピーダンスに従って接触面
により組織及び体液に印加されるRMS電圧を最終的に調
整するために制御器を接続して、治療されている組織及
び体液が湿っているが表面においては凝固しており且つ
完全には乾いていなくて炭化し又は焼痂に変じていない
ようにすることは、この方法のなお別の段階である。
分の関係が示されている神経外科用の二極式制御システ
ムの概略的表現である。
テムの概略的回路図である。
り自動的に発生される望ましい電力曲線のプロットであ
る。
り自動的に発生される、代わりの電力曲線、特に特定の
インピーダンスが達成された後のある百分率による調整
電圧の減少のプロットである。
のためのマイクロプロセッサにおける活動化回路の概念
的ブロック図である。
れたときに、制御システムの一部分であるマイクロプロ
セッサへプログラムされるフィードバック技術の概念的
ブロック図である。
ックがない場合に、マイクロプロセッサへプログラムさ
れるフィードバック技術の概念的ブロック図である。
経外科用の二極式電極のための、図2に概略的に示され
たような制御システム10は、望ましくは電気外科用ゼネ
レータ13の形式をした高周波エネルギーの源13′を備え
ており、このゼネレータは、脳外科医の監督及び指図の
下で手術看護婦によりそれの前面パネル14上で所望の電
力に設定可能である。通常選択される電力レベルは、図
1に示されたようにヴァリーラブ(Valleylab)社のNS2
000では15ワット未満である。この機器にはマイクロプ
ロセッサ15があって、これは、16で除算された選択電力
レベルの数の平方根として所望の電流を計算する。それ
によって所望の電流は0ないし16オームの組織及び体液
の初期抵抗値に対して計算される。512オームの組織及
び体液12のインピーダンス又は負荷における全所望電圧
は、512のインピーダンスにより乗算された、前面パネ
ル14上で設定されたような選択された所望電力の数値の
平方根である。既述の電力曲線に関しては図3を参照さ
れたい。所望電圧の2分の1は、図4に図示されたよう
に、1024により乗算された、選択された所望電力の数値
の平方根を更に2で除算したものである。前述の計算
は、所望電力が選択された後に、足踏みスイッチ16が押
し下げられて高周波エネルギーの源13′が活動化された
ときに行われる。制御システム10は、大抵自動的であっ
て、患者の組織及び体液12への二極式電極11の外科医に
よる使用に応答する。患者の組織との接触は最初にキー
イング後実際の電力を組織に供給することになるが、そ
の間この負荷のインピーダンスが監視される。実際電力
の計算は、実時間において、第1電流変換器17及び第2
電流変換器18を用いて組織及び体液12について求められ
た根二乗平均を乗算することによって連続的に行われ
る。
ように、電流の流れを捕捉して、組織又は体液12の電気
外科的治療中の動的組織インピーダンスを監視し、その
信号及び測度値19及び20を組織電圧及び電流と相関させ
る。
流れる電流ILを監視し、この電流ILの流れは、監視が行
われている特定の瞬間において治療されている組織及び
体液12の負荷の瞬間的に変化するインピーダンスに応答
する。同様に、第2電流変換器18は、図2において、図
示されたタンク回路網22を有する高周波エネルギーの源
13′に配置されている。第2電流変換器18は、高周波エ
ネルギーの源13′における組織インピーダンス負荷に起
因する変化する電流ITの変化及び無線周波数供給エネル
ギーにおける変動に起因するその出力における変化を監
視する。第2電流変換器18は、高周波エネルギーの源1
3′に取り付けられていて、図2に示された、接触面25
に並列に与えられたコンデンサ23を通るRMS電流IL及びI
Tに応答する。この第2電流変換器18は、後で詳細に説
明されるように、接触面25間の組織及び体液12における
RMS電圧の瞬時値に相関した信号26を供給することがで
きる。この第2電流変換器18により検出された電流は、
接触面25に並列に与えられたコンデンサ23を通るRMS電
流IL及びITに応答する重み付き値によって相関させられ
る。これらの電流IL及びITの瞬時的な監視は更に、治療
されている組織及び体液12の乾燥に応答して適当な手術
が可能なように所要の電力を評価して制御に指令をす
る。
度処理回路28により処理されたときには、負荷における
実際電力を計算するためにマイクロプロセッサ15におい
て使用される信号19及び測度値20になる。実際電力は、
電気外科用ゼネレータ又は高周波エネルギーの源13′が
キー操作された後に、連続的に求められる。詳しくは、
実時間監視が行われるように毎秒数百回求められる。
路図である。制御システム10におけるハードウェア及び
ソフトウェア制御処理は所望の動的インピーダンス応答
を与えて、最小限の黒焦げ及び改善された凝固止血が得
られるという手術結果が確認されている。閉ループ制御
されたエネルギーの印加は、図2の制御システム10によ
って、実時間の組織インピーダンス監視を用いて供給エ
ネルギーを瞬時的に調整することにより与えられる。
これの固有の特性である、パルス幅変調制御を用いた交
流−直流電力変化によって、無線周波(RF)駆動器31に
調整出力電圧30を供給する。高電圧電源29からの調整出
力電圧30は更に、システムEcon33によって制御される
が、これは実時間の組織インピーダンス動的変化により
決定された組織電圧及び電流に相関させられた処理信号
19及び測度20の値の関数としてマイクロプロセッサ15に
よって発生された直流電圧レベルである。
は、望ましくは約473KHzの周波数で動作する電気外科用
ゼネレータ13のタンク回路網22に無線周波数エネルギー
34の調整源を与える。無線周波駆動器31の出力34は、準
共振位相(トポロジー)を有していて調整パルス電圧を
与え、その周波数は、マイクロプロセッサ15により発生
された、図2に示されたようなT ON 35、駆動ゲーテ
ィング信号、によって制御される。このT ON波形は、
足踏みスイッチ16が押された後にマイクロプロセッサ15
によって能動的に可能化されて、二極式ピンセット11に
対する無線周波二極式電気外科用の出力エネルギー21の
活動化を開始する。無線周波駆動器31のパルス振幅は、
無線周波駆動器31に入力として供給される高電圧電源29
の調整出力30により厳格に調整され且つ制御される。パ
ルス幅は、約50パーセントのデューティーに制御され、
そして無線周波駆動器31及びタンク回路網22における構
成部品の回路内同調によって支配される。マイクロプロ
セッサ15並びに信号19及び測度20の値により表されたよ
うな組織相関電圧及び電流の使用によって、無線周波駆
動器31の発生エネルギーの連続監視が適用量誤り禁止指
令36により行われる。図1に示された電気外科用ゼネレ
ータ13により発生された電力が、過大になった場合、す
なわち、ノブ38の設定に従って電力表示装置37により示
されるような所望の供給電力プラス余裕分を越えた場合
には、適用量誤り指令は、無線周波駆動器31の動作を不
能化して電気外科用ゼネレータ13のシステムを安全に停
止する。積極的な適用量誤り監視がノブ38の設定ごとに
提供される。表示装置37における適当なソフトウェア誤
り符号の明示によって、電気外科用ゼネレータ13は、図
1に見られる前面パネル14上の交流電源スイッチ39の電
力循環過程により固有の動作に復帰する。
11に対する電気外科用ゼネレータ13の高周波エネルギー
の源13′の出力として無線周波エネルギー21を発生す
る。RF駆動器31からの入力として受けたパルス電圧34の
波形同調及びフィルタリングを与えるために、タンク回
路22には誘導性及び容量性構成部品L1,L2及びC1ないしC
5がある。絶縁変圧器T1は、無線周波エネルギー21を分
離して且つ二極式ピンセット11を介して患者に安全に伝
達し、神経外科術中の漏れ及び事故を最小限にする。タ
ンク回路22において行われる波形同調及びフィルタリン
グは、RF駆動器31からのパルス電圧34を一対のジャック
40として示された二極式出力における連続した正弦波に
変換する。絶縁変圧器T1により与えられるフィルタリン
グの誘導性特質は、直列に接続されたチョークL1及びL2
と組み合わされた漏れインダクタンスを有している。タ
ンク回路網22に配置されたコンデンサC1ないしC5は、発
生された供給電力21の最終的フィルタリング及び減衰を
与えるために、コンデンサ23であるC3を含んでいる。
リング特性を与えることの外に、タンク回路22の共振電
流は、発生された供給出力電力21を高精度で自動的に制
御する。これは、図2に示された非接触の第1及び第2
電流変換器17及び18を使用して行われる。第2電流変換
器18は、タンク回路網22の電流ITの変化を測定すること
によって無線周波供給エネルギー21を二方向的に監視す
る。加えて、ITはまた、実時間的における負荷電流IL、
すなわち神経外科術中に生じる動的組織インピーダンス
の変動、の表示子である。
2に示され且つ記述されたような閉ループ制御システム
において、第1及び第2電流変換器17及び18により実現
される。閉ループ制御システム10を用いた実時間の高精
度電力供給は、従来の米国特許第4969885号におけるよ
うな計器用の変圧器結合形監視システムに比べて、既述
の第1及び第2電流変換器17及び18の本質的に高速の応
答のゆえに可能である。第1及び第2電流変換器17及び
18はその低インピーダンス特性に起因して広帯域幅応答
を呈する。第1及び第2電流変換器17及び18の動作時自
己共振は、変圧器結合形電圧監視よりも高く、電気外科
術中に組織及び体液12に供給される無線周波電力21の広
ダイナミックレンジの線形化制御という利益を与える。
それゆえ、無線周波電力制御システム10での精度の増大
は、印加電流監視用の第1及び第2電流変換器17及び18
の自己共振特性のために与えられる。従って、寄生損失
はより低く、その結果より低い量子化損失を生じ、従っ
て監視確度を増大する。計器用変圧器は、特に動作周波
数が増大するときの監視に対するより高い損失及び増加
した誤りの一因となる、より低い自己共振パラメータを
呈するので、第1及び第2電流変換器17及び18よりも高
いインピーダンスの検知装置である。
数で行われるので、計器用変圧器結合形監視システムで
の誤りが存在し、確度及び制御の減少の一因となる。精
神外科的使用において、電圧監視は、手術結果の質に悪
影響を及ぼし、黒焦げ及び組織付着又は不十分な凝固を
増大させる、治療組織の動的インピーダンス変化に対す
る低い制御応答を有することになる。
は、組織負荷又はインピーダンスの動的並列分路である
配線式計器用変圧器監視の場合に存在するような高周波
反射損失を除去することによって、監視精度及び制御を
増進し且つ上質の組織治療を増進する。手術中、インピ
ーダンス監視におけるこの損失は確実性の低い組織応
答、従って劣った制御を生じることになる。
式制御システム10の動作の際に重要な利点を与えるIT及
びILを監視する。明確には、組織への印加Vrmsのスケー
ラ電圧量を与える変圧器結合形信号監視を用いた従来の
電圧制御システムとは異なり、第2電流変換器18は、電
流の流れを監視して、印加電力の関数としての時間変量
である、組織根二乗平均電圧の時間依存性相関重み付き
値を自動的に与える。組織相関電圧を表す信号19として
指定されたこの重み付き値は実時間での動的インピーダ
ンスの監視にとって重要である。従って、信号19の重み
付き値及び測度20は、手術中の動的組織インピーダンス
変化の時間依存関係に相関させるのに使用される。
rms出力電圧のスカラー量定数を測定することによって
ではなく、その代わりに、動的負荷の結果としてのタン
ク回路網22における電流ITを測定することによって達成
される。より明確には、以下において導出される数学的
な電流−電圧関係、及びC3としても知られているコンデ
ンサ23により与えられる処理を用いる。コンデンサ23と
直列に配置されていて電気外科用ゼネレータ13の出力端
子間にはない第2電流変換器18は、電圧ではなく電流の
流れを監視することによって、電力の印加中における二
極式ピンセット11の接触面25の根二乗平均電圧の時間変
化率を示す値を与える。C3コンデンサ23の電圧−電流関
係は次の方程式(2)によって与えられる。
圧=V(C3),そして V(C3)=1/C3{(iT−iL)dtの0からtまでの積分} (1) ここで、t=組織への電力の印加による時間依存性変
数、及び、 (iT−iL)=第2電流変換器18による瞬時電流、 そこで、方程式(1)を微分すると次式が生ずる。
第1及び第2電流変換器17及び18により監視された変換
器電流24及び26を使用する。これらの増幅器27及び28
は、負荷における実際電力21を計算するためにマイクロ
プロセッサ15において使用される信号19及び測度20を発
生するように、絶対値信号変換の精密なレベルを与え
る。
て制御システム10のEcon33値を計算するが、この値は高
電圧電源29の出力30を変更し、次に電気外科用ゼネレー
タ13からのRF電力を図2の閉ループにおける組織及び体
液12への出力として変更する。電気外科用ゼネレータ13
を活動的にキー操作してRF出力、すなわち印加電力を発
生すると、信号19は、マイクロプロセッサ15において瞬
時にディジタル化され、そして換算係数(スケールファ
クタ)により乗算されてVscaledになる。同様に、測度2
0は、マイクロプロセッサ15において瞬時にディジタル
化され、そして同じ換算係数により乗算されてIscaled
を生成する。一緒に乗算されると、瞬時実際電力の基準
化された数がマイクロプロセッサ15により決定されてEc
on33として印加される。
イッチ16の押圧により行われて、マイクロプロセッサ15
への光学結合式可能化要求を発生する。マイクロプロセ
ッサ15により受信されると、T ONゲーティングパルス
が発生されてRF駆動器31をトリガし、規定のパルス電圧
レベル34を発生して、図2に示されたように組織及び体
液12に供給される高周波エネルギーの源13′のRF又は電
気外科用ゼネレータ13の出力電力レベル21を設定する。
作後に行われなければならないすべてではない。図3及
び図4は典型的な電力曲線であって、垂直目盛かワット
単位であり且つ水平目盛がインピーダンスである。組織
に印加される電力は、組織及び体液12が凝固させられる
が二極式ピンセット11に付着しないように調整されなけ
ればならない。図3及び4に示された電力曲線は、外科
医が二極式ピンセット11を組織及び体液12に当てて配置
しそして足踏みスイッチ16を押して高周波エネルギーの
源13′をキー操作した後に、凝固のために供給される電
力を自動的に制御する。これは、その後の動作が図3及
び4における電力曲線に従って制御されるということで
ある。
び低凝固と呼ばれ得る本質的に四つの区域があることに
注意されたい。この四つの区域は、記述され且つ制御シ
ステム10の自動動作中に決定されたようなインピーダン
ス範囲と関連している。乾燥中における二極式ピンセッ
ト11間で組織及び体液12を横切っての高周波電気外科エ
ネルギーの通過により発生される熱は、手術場所を乾燥
させるのには十分であるが組織及び体液12を二極性ピン
セット11に焼き付けないように制御されなければならな
い。この目的のために制御システム10は、ノブ38により
設定されたような制御前面パネル14の電力において比較
的高い電流で電力の流れを開始するように選択された特
定の方法で電力を印加する。
ledがVscaledに対する数の64倍より大きければインピー
ダンスが16オームより小さくなければならないことをキ
ー操作後に見いだすように、プログラムされている。マ
イクロプロセッサ15の出力は、高周波エネルギーの源13
の出力21を処理するためにマイクロプロセッサ15へプロ
グラムされたフィードバック技術である。電圧制御とし
てのシステムEconと呼ばれる。この処理設計は単に、Ec
on33が、ソフトウェアにより計算されたような知覚要求
に従って出力21を増大し又は出力21を減少するためにプ
ラス1又はマイナス1であることである。
ンスは16オームより大きく且つ512より小さくなければ
ならない。命令としてプログラムされているフィードバ
ック技術は3であって、これはマイクロプロセッサ15の
ソフトウェアに合わせて電力をプラス又はマイナス1へ
のEconのディザにより本質的に実質上一定に保つ。高周
波エネルギーの実質上一定の電力印加は、16から512オ
ームへのインピーダンスの上昇により明示されるよう
に、ほとんど乾燥に至るまで組織及び体液12を乾燥させ
る。
2オームよる大きいが1024より小さければ、所望の電圧
は、512で前面パネル14の電力を乗算してその値の平方
根をとることによって計算されたレベルの100パーセン
トである。図3のインピーダンス対電力のプロットか
ら、電力曲線は所望のレベルごとにロールオフされる。
このプロットに明示された電力の減少は、高周波エネル
ギーの源13′からのエネルギーを低くするのに十分であ
って、あるとすれば二極性ピンセット11間の組織及び体
液12の乾燥率は十分に減少し、それによって凝固又は先
端部若しくはそれの接触面25への付着を防止する。
前面パネル14における低い設定値を有しており、従って
電力のロールオフは既述の減少のある百分率であること
が望ましい。これを行うためにはマイクロプロセッサ15
への指令を変更すればよい。例えば、IscaledがVscaled
に等しいか又はこれにより小さければ、望ましい制御は
所望の電圧を2分の1すなわち50パーセントにするべき
である。電力ロールオフが1024より大きいインピーダン
スに対しては曲線の端である図4を参照されたい。
ードバック技術は次のとおりである。命令へプログラム
されたフィードバック技術が1であるときには、Econ3
3、すなわち制御電圧はIscaledがIdesiredに比較的接近
した状態にされるまで調整される。命令へプログラムさ
れたフィードバック技術が3であるときには、Econ33
は、実際電力が前面パネル14上で外科医により設定され
たような所望の電力に比較的近くされるように調整され
る。所望の電力に対する前面パネル14の設定値に関する
指示は、ヴァリーラブ(Valleylab)社のNS2000におけ
る好適な実施例では、ワット又はその他の電力単位なし
で上方又は下方へ微細調整を可能にする数値指標を有し
ている。これは、より細かい階調を可能にし且つ適当で
あるような特定のワット数の予想概念を除去するために
行われる。開始電力を設定するために使用される前面パ
ネル14の制御ノブ38の実際の目盛は約0と15ワットとの
間にあることを想起されたい。
るときには、Econ33は、Vscaledが監視されているイン
ピーダンス範囲、例えば512ないし1024などから無限大
まで、によりマイクロプロセッサ15へのプログラムされ
た所望の電圧により近くにされるまで、調整される。後
者に関しては、図1の前面パネル14上で設定された高又
は低電力範囲41が既述のように命令にプログラムされた
フィードバック技術を制御する。
れるマイクロプロセッサへプログラムされたフィードバ
ック技術の概略的なブロック図である。図5における休
止(アイドル)と指定された上方のブロックから出発し
てオンではあるが不活動であるマイクロプロセッサ15の
状態が示されている。休止設定においては、マイクロプ
ロセッサ15は、その記憶装置に前面パネル14からの設定
値、すなわち、高又は低範囲41、及びノブ38と表示装置
37における電力量、並びに39における最終的なオン又は
オフ、を有している。休止ブロックのすぐ下には外科医
により高周波エネルギーの源13′をキー操作するための
足踏みスイッチ16と関連した開始又は不能化機能があ
る。開始又は不能化のためのブロックの下では「Econ33
始動」と題付けされた別のブロックがあって、これはキ
ー操作が行われると高周波エネルギーの源13′を駆動す
る。電力曲線に従っての自動動作があとに続く。
成する高周波エネルギーの源13′に対するプラス1、マ
イナス1刺激を表すEcon33始動ブロックがある。プラス
1マイナス1Econ33は、既述のようにほぼ実時間に従っ
て且つこれに関して瞬時に出力をディザする。これを示
しているのは「フィードバックを行う」と標識付けされ
た次のブロックがあり、これには、二極式ピンセット11
への付着なしで神経学的組織及び体液12を乾燥させるこ
とになる望ましい電力曲線を発生するために、制御シス
テム10が使用する数値の計算がプログラムされている。
記述されたようなインピーダンス解析の四つの考慮事項
が実行され、そして図5に示されたような前のブロック
への接続はマイクロプロセッサ15により実行されるよう
なマイクロプロセッサへプログラムされたフィードバッ
ク技術を完成する。命令としてマイクロプロセッサへプ
ログラムされたフィードバック技術は、1,2又は3であ
るとして説明されたが、それらは全く任意の数であり、
コンピュータ専門家がマイクロプロセッサ15のために選
択する任意のものであってもよい。
用二極式電極11の動作を制御するための方法は、高周波
エネルギーの源13′を準備すること、高周波エネルギー
の源13′に二極式電極11を接続すること、二極式電極11
に接触面25を準備すること、組織及び体液12のインピー
ダンスより実質的に小さい単位面積当りの抵抗を持った
高導電性材料の接触面25に、組織及び体液12を接触させ
ること、高周波エネルギーの源13′にタンク回路22を有
すること、タンク回路22に高周波エネルギーの源13′の
動作周波数に同調したコンデンサ及びインダクタを含め
ること、高周波エネルギーの源13′の出力としてタンク
回路22を準備すること、第1電流変換器17を高周波エネ
ルギーの源13′と接触面25の一つとの間の接続部に誘導
的に取り付けること、組織及び体液12の治療の特定の瞬
間において組織及び体液12の負荷の瞬時に変化するイン
ピーダンスに第1電流変換器17により応答すること、接
触面25間で組織及び体液12を通るRMS電流の瞬時値に関
する測度20を第1電流変換器17により供給すること、接
触面25間に組織及び体液12を通して印加されたRMS電流
に応答すること、接触面25間に印加されたコンデンサ23
を通るRMS電流に応答するように高周波エネルギーの源1
3′に第2電流変換器18を誘導的に取り付けること、高
周波エネルギーの源13′における組織インピーダンス負
荷に起因して変化する電流の変化及び無線周波供給エネ
ルギーにおける変動に起因したそれの出力における変化
の信号19を第2電流変換器18により供給すること、接触
面25間で組織及び体液12を横切るRMS電圧の瞬時値を示
す信号19を第2電流変換器18により供給すること、RMS
電圧の瞬時値の重み付け値により相関させられた信号19
を第2変換器18により供給すること、接触面により組織
及び体液12を通して印加されたRMS電流を最初に調整す
るために高周波エネルギーの源13′に制御器、例えばEc
on33を接続すること、測度により除算された信号が所定
値に達するまで組織及び体液12のインピーダンス制御器
Econ33により応答すること、測度20により除算された信
号19が規定値に達するまで組織及び体液12におけるイン
ピーダンスに従って接触面25により組織及び体液12に印
加されるRMS電力をその後調整するために制御器Econ33
を接続すること、測度20により除算された信号19が規定
値になるまで接触面25間で治療されている組織及び体液
12のインピーダンスに印加されるRMS電圧が制御され且
つ監視されるように測度20により除算された信号19に制
御器Econ33によりその後応答し、規定値が達成されるま
でRMS電圧を組織及び体液12に印加されるそれのある百
分率に合わせて変化させることによって組織におけるイ
ンピーダンスに従って、接触面25により組織及び体液12
に印加されるRMS電圧を最終的に調整するために制御器E
con33が接続されていてその結果治療されている組織及
び体液12が湿っているが表面においては凝固しており且
つ完全には乾いていなくて炭化し又は焼痂に変じていな
いようになること、の諸段階を有している。
用されることのできる神経外科用二極式電極11のための
制御システム10は、高周波エネルギーの源13′に接続し
ていて、接触面25により組織及び体液12を通して印加さ
れたRMS電流、RMS電力及びRMS電圧を調整し且つそこを
通してのインピーダンスに応答する。マイクロプロセッ
サ15は測度及び信号の瞬時値を実時間で受けるように接
続されている。マイクロプロセッサ15は、制御器から測
度を受けてその後これを信号に相関させるために二進方
式で動作する。マイクロプロセッサ15は、所定値のため
の及び信号に関係した測度が所定値であるときを査定す
るための記憶装置、定義値のための及び信号に関係した
測度が定義値であるときを査定するための記憶装置、並
びに規定値のための及び信号に関係した測度が規定値で
あるときを査定するための記憶装置を有している。マイ
クロプロセッサ15は信号に関する測度を所定値、定義値
又は規定値と実時間で比較することができる。制御Econ
33は、信号に関する測度20が定義値に達する時まで、組
織及び体液12におけるインピーダンスに従って接触面25
により組織及び体液12に印加されるRMS電力を調整する
ために接続される。この制御はその後、信号19に関する
測度20が規定値に達する時まで、接触面25間で治療され
ている組織及び体液12のインピーダンスに印加されるRM
S電圧が調整され且つ監視されるように信号19に関する
測度20に応答する。制御Econ33は、規定値が達成されて
治療されている組織及び体液12が湿っているが表面では
凝固しており且つ完全には乾燥していなくて炭化し又は
焼痂に変じていないようになるまで、RMS電圧を組織及
び体液12に印加されたそれのある百分率に合わせて変化
させることによって、組織におけるインピーダンスに従
って接触面25により組織及び体液12に印加されるRMS電
圧を最終的に調整するために、接続される。
記述されてきたが、マイクロプロセッサ15の回路構成及
び動作が請求項によってだけ限定されることは理解され
る。
Claims (10)
- 【請求項1】患者の組織及び体液12に対して外科医によ
り使用されることのできる神経外科用二極式電極11のた
めの制御システム10であって、 高周波エネルギーの源13′ 高周波エネルギーの源13′の動作周波数に同調したコン
デンサ及びインダクタを有している、高周波エネルギー
の源13′の出力としての、高周波エネルギーの源13′に
おけるタンク回路網22, 高周波エネルギーの源13′の出力に接続された二極式電
極11, 組織及び体液12のインピーダンスより実質的に小さい単
位面積当りの抵抗を持った高導電性材料の二極式電極11
における接触面25, 高周波エネルギーの源13′と接触面25の一つとの間の接
続部に誘導的に取り付けられていて、組織及び体液12の
治療の特定の瞬間における組織及び体液12の負荷の瞬間
的に変化するインピーダンスに応答し、接触面25間で組
織及び体液12を通るRMS電流の瞬時値に関する測度20を
供給する第1電流交換器17, 接触面25の間に与えられたコンデンサ23を通るRMS電流
に応答するように高周波エネルギーの源13′に取り付け
られていて、高周波エネルギーの源13′における組織イ
ンピーダンス負荷に起因する変化する電流の変化及び無
線周波供給エネルギーにおける変動に起因するそれの出
力における変化の信号26を供給し、接触面25間の組織及
び体液12を横切るRMS電圧の瞬時値を表し且つこれに重
み付け値により相関させられた信号19を供給する第2電
流変換器18, 高周波エネルギーの源13′に接続されていて、接触面に
より組織及び体液12を通して印加されたRMS電流を最初
に制御することができ、且つ測度20により除算された信
号19が所定値になるまでそこを通るインピーダンスに応
答することができ、次に、測度20により除算された信号
19が定義値になるまで組織及び体液12におけるインピー
ダンスに従って接触面により組織及び体液12に印加され
たRMS電力を調整することができ、その後に測度20によ
り除算された信号19が規定値になるまで接触面間で治療
されている組織及び体液12のインピーダンスに印加され
るRMS電圧が調整され且つ監視されるように測度20によ
り除算された信号19に応答することができ、最後に、前
記の規定値が達成されてその結果治療されている組織及
び体液12が湿っているが表面において凝固しており且つ
完全には乾燥していなくて炭化し又は焼痂に変じていな
い状態になるまで、RMS電圧を組織及び体液12に印加さ
れるそれのある百分率に合わせて変化させることによっ
て組織におけるインピーダンスに従って接触面により組
織及び体液12に印加されるRMS電圧を調整することがで
きる制御器, を含んでいる神経外科用二極式電極11のための制御シス
テム10。 - 【請求項2】前記の制御器が二進方式で動作するマイク
ロプロセッサ15を含んでいて、マイクロプロセッサ15が
信号19を測度20で除算することができ、マイクロプロセ
ッサ15が、所定値、定義値及び規定値のための記憶装置
を備えていて、マイクロプロセッサ15が所定値、定義値
及び規定値を測度20により除算された信号19と実時間で
比較することができる、請求項1の神経外科用二極式電
極11のための制御システム10。 - 【請求項3】前記の制御器が、測度20により除算された
信号19が16の所定値になるまで、RMS電流を実質上一定
に維持するためにマイクロプロセッサ15へプログラムさ
れたフィードバック技術を有している、請求項2の神経
外科用二極式電極11のための制御システム10。 - 【請求項4】前記の制御器が、測度20により除算された
信号19が512の定義値になるまでRMS電力を実質上一定に
維持するためにマイクロプロセッサ15へプログラムされ
たフィードバック技術を有している、請求項2の神経外
科用二極式電極11のための制御システム10。 - 【請求項5】前記の制御器が、測定20により除算された
信号19が1024の規定値になるまでRMS電圧を実質上調整
状態に維持するためにマイクロプロセッサ15へプログラ
ムされたフィードバック技術を有している、請求項2の
神経外科用二極式電極11のための制御システム10。 - 【請求項6】前記の制御器が、測度20により除算された
信号19が1024の規定値になった後にRMS電圧をその実質
的に調整されたレベルのある百分率に維持するためにマ
イクロプロセッサ15へプログラムされたフィードバック
技術を有している、請求項2の神経外科用二極式電極11
のための制御システム10。 - 【請求項7】マイクロプロセッサ15が、RMS信号19及びR
MS測度20を計算し、次にこれらを乗算して、RMS電力を
実時間で計算する、請求項2の神経外科用二極式電極11
のための制御システム10。 - 【請求項8】前記の制御器が、測度20により除算された
信号19が1024の規定値になった後にRMS電圧をその実質
的に調整されたレベルの50パーセントに維持するために
マイクロプロセッサ15へプログラムされたフィードバッ
ク技術を有している、請求項2の神経外科用二極式電極
11のための制御システム10。 - 【請求項9】高周波エネルギーの源13′が高周波電力の
源を約1ないし70ワットの出力の範囲に制限する外科医
用電力ノブ38を備えている、請求項1の神経外科用二極
式電極11のための制御システム10。 - 【請求項10】患者の組織及び体液12に外科医により使
用されることのできる神経外科用二極式電極11のための
制御システム10であって、 タンク回路網22を含んでいる高周波エネルギーの源1
3′, 高周波エネルギーの源13′の動作周波数に同調したコン
デンサ及びインダクタを有している、高周波エネルギー
の源13′の出力としての、高周波エネルギーの源13′に
おけるタンク回路網22, 高周波エネルギーの源13′の出力に接続された二極式電
極11, 組織及び体液12のインピーダンスより実質的に小さい単
位面積当りの抵抗を持った高導電性材料の二極式電極11
における接触面, 高周波エネルギーの源13′と接触面25の一つとの間の接
続部に誘導的に取り付けられており、組織及び体液12の
治療の特定の瞬間における組織及び体液12の負荷の瞬間
的に変化するインピーダンスに応答し、接触面25間で組
織及び体液12を通るRMS電流の瞬時値に関する測度20を
供給する第1電流変換器17, 接触面25の間に与えられたコンデンサ23を通るRMS電流
に応答するように高周波エネルギーの源13′に取り付け
られており、高周波エネルギーの源13′における組織イ
ンピーダンス負荷に起因する変化する電流の変化及び無
線周波供給エネルギーにおける変動に起因するそれの出
力における変化の信号26を供給し、接触面25間で組織及
び体液12を横切るRMS電圧の瞬時値を表し且つこれに対
する重み付け値により相関させられた信号26を供給する
第2電流変換器18, 高周波エネルギーの源13′に接続されており、接触面に
より組織及び体液12を通して印加されたRMS電流、RMS電
力及びRMS電圧を調整することができ且つそこを通るイ
ンピーダンスに応答することができ、測度20及び信号19
の瞬時値を実時間で受けることができる制御器, 二進方式で動作する、前記の制御器におけるマイクロプ
ロセッサ15であって、前記の制御器から受けてその後に
測度20を信号19に関係づけることができ、所定値のため
の、及び信号19に関係した測度20が所定値であるときを
査定するための記憶装置を有しており、定義値のため
の、及び信号19に関係した測度20が定義値であるときを
査定するための記憶装置を有しており、規定値のため
の、及び信号19に関係した測度20が規定値であるときを
査定するための記憶装置を有しており、信号19に関する
測度20を所定値、定義値又は規定値と実時間で比較する
ことができる前記のマイクロプロセッサ15, 信号19に関する測度20が前記の定義値になるまで組織及
び体液12におけるインピーダンスに従って前記の接触面
により組織及び体液12に印加されるRMS電力を調整する
ことができ、その後に、信号19に関する測度20が前記の
規定値になるまで前記の接触面の間で治療されている組
織及び体液12のインピーダンスに印加されるRMS電圧が
調整され且つ監視されるように信号19に関する測度20に
応答することができ、最後に、前記の規定値が達成され
てその結果治療されている組織及び体液12が湿っている
が表面で凝固しており且つ完全には乾いていないで炭化
し又は焼痂に変じていない状態になるまでRMS電圧を組
織及び体液に印加されるその電圧のある百分率に変化さ
せることによって組織におけるインピーダンスに従って
前記の接触面により組織及び体液12に印加されるRMS電
圧を調整することができるように接続された前記の制御
器, を含んでいる神経外科用二極式電極11のための制御シス
テム10。
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