JP3036842B2 - 電気外科発生器用の電流漏洩制御 - Google Patents

電気外科発生器用の電流漏洩制御

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JP3036842B2
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、電流外科医術の分野に関するもので、特
に、電流外科発生器の出力電力を制御して漏洩電流（le
akage current）を低減することに関する。
発明の背景 電気外科医術は、組織の切除及び／又は凝固のために
高周波電流を患者の患部へ印加することである。ESUに
より発生された高周波電流は、外科医が保持する活動電
極（active electrode）から患者の身体に印加され、
患者の身体から分散電極（dispersive electrode）で
収集される。活動電極の組織に対する接触面積は小さい
ので、高密度の電流が患部において患者に加えられる。
この高電流密度により、強い局部加熱、アーク形成その
他の効果が切除及び／又は凝固を達成する。分散電極は
患者の身体から電流を収集し、ESUに戻して電気回路を
完成する。分散電極はかなりの大きさなので、その収集
する電流の密度は十分小さく、外科的効果又は加熱効果
を回避することができる。
患者の身体における電流がその通過の間に高電流密度
を作るならば、局部的な組織加熱が発生し、やけどがで
きてしまう。この状況が生じるのは、電流が分散電極以
外の場所で患者の身体から出る場合である。こうした電
流は漏洩電流として知られている。漏洩電流によるやけ
どは、患者に麻酔がかけられ、やけどに反応できないと
き、極めて重大である。やけどの領域は覆い隠されてい
ることが多いので、医師又は外科付き添い人がやけどに
気付いたときには、救済行動を取るには遅すぎることに
なる。漏洩電流によるやけどに対する別の可能性は、高
周波・高電圧の電気外科的エネルギーを供給する活動電
極又は導体から外科医に対してである。この場合の漏洩
電流は、活動電極又は供給導体と接触している外科医又
は付き添い人の一人を傷付け又はやけどを負わせる。こ
の理由から、電気外科医術での漏洩電流又は代替経路電
流は重要な関心事である。
最初のESUはアース電位基準の設計であった。アース
電位基準であるため、ESUに対する帰還及び分散電極は
アースされていた。アース電位基準の装置は、患者の他
の点がアース電位基準ではないならば、満足いくもので
あった。例えば、外科手術の間は監視電極を患者の身体
に付けておき、監視電極をアース電位基準とするなら
ば、電気外科電流の若干の部分は、分散電極を通って戻
す好ましい経路の代わりに、監視電極を介してアースへ
流れる。監視電極は小さいので、そこを通る電流の密度
は高く、やけどを生じるに足る高い密度を作る。電気外
科発生器と分散電極との接続が事故により断たれた場
合、一層悪い条件が発生する。ESUへの直接の帰還路が
ないために、全部の電気外科電流が代わりのアース経路
を通って、例えば監視電極や手術台を通って流れ、ひど
いやけどを生じさせる可能性がある。。
アース電位基準のESUに関連した危険を低減する努力
の中で、ESUの電力出力回路がアースから絶縁された。
出力絶縁型のESUは代替経路のやけどに関連する危険を
低減するための重要なステップであった。患者から出る
電気外科電流は、ESUへの帰還の際、患者のアース電位
基準点ではなく分散電極を通って流れる傾向にあったか
らである。電気外科発生器と分散電極との接続が断たれ
ても、ESUからの電気外科電流のかなりの量が停まるこ
とになる。
以前のアース電位基準型のESUにおける改良にも拘わ
らず、出力絶縁型のESUに関連する問題は、アースから
の絶縁が完全ではないということであった。例えば500k
Hz〜1MHzのような比較的高い周波数の電気外科電流で
は、アースに対する浮遊容量がアース電位基準の信号経
路を与える。また、アース電位基準回路に対する十分な
経路を作るに足る浮遊容量は大きくはない。代替経路の
電流はESUがアース電位基準である場合に流れる電流よ
りも小さいが、患者及び代替経路の重大なやけどに対す
る可能性は依然として存在する。
絶縁型のESUでの代替経路の電流の最小化に役立つ改
良は、米国特許第４、437、464号に明細書に開示されて
いるように、出力回路での差動変成器の使用を含む。活
動電極に供給される電気外科電流は、変成器のコアの一
方の巻線を流れ、分散電極からの電流は他方の巻線を流
れる。２つの巻線における電流が等しいと、代替経路電
流がないときと同様に、両電流による磁束は打ち消さ
れ、変成器は電気外科電流に対して極めて小さな挿入損
又はインピーダンスしか示さない。大きな代替経路電流
が流れると、不平衡により差動変成器のコアに磁束が発
生し、大きな挿入損を生じさせる。この挿入損はインピ
ーダンスを増大させ、活性電極へ流れる電流量を減ら
す。つまり、患者への電流は減ることになり、代替経路
電流又は漏洩電流を減らす。この手法は漏洩電流を低減
するけれども、漏洩電流を最大許容安全レベル、例えば
150ミリアンペア以下に減らすには十分でない。
米国特許第３、683、923号明細書は、過度な漏洩電流
の条件下での警報を関連するESUに設ける、即ち、全電
気外科電力の供給を停止する改良を開示している。差動
変成器の感知巻線が活動導線と帰還導線とを流れる電流
の不平衡を感知する。感知された電流の十分な不平衡を
感知すると、警報回路がトリガされ、オペレータに警告
が与えられる。更に、リレーが同時に又は二者択一的に
活性化され、患者に流れる電流を停める。そこで、オペ
レータはESUを再活性化するとともに、救済行動、例え
ば電力レベルの低減又は漏洩電流を生じる問題の除去を
行わなければならない。
こうした背景に対して、本発明の重要な改良及び前進
が絶縁型ESUの漏洩電流の制御の分野で進められた。
発明の概要 本発明の重要な特徴の１つは、ESUの出力電力を調整
して漏洩電流の量を制限する改良技術である。漏洩電流
の量を感知し、漏洩電流が所定の許容限界内にあるよう
に出力電力を低減し維持する。
１つの主要な特徴によれば、電流漏洩感知制御信号
は、電気外科発生器から供給される電流と電気外科発生
器へ戻す電流との間の不平衡を決定する電流漏洩感知手
段から求められる。前記制御信号は制御手段によって利
用され、該手段は電気外科発生器の電力制御フィードバ
ック・ループ手段を制御し、漏洩電流の最大許容限界が
定義される所定の設定点を電流漏洩感知信号が越えると
きに電気外科発生器により供給される出力電力を低減さ
せる。好ましくは、電流漏洩感知手段は変成器の感知巻
線を含む。該変成器は供給電流と帰還電流とを運ぶ２つ
の他の巻線を有する。該２つの巻線は、等しくない電流
がこれらの巻線を流れるとゼロでない制御信号を生じる
ように配置される。制御信号は電力制御フィードバック
・ループ手段に供給され、電気外科発生器の電力出力を
制御する。
別の主要な特徴によれば、活動電極に供給される電気
外科電力を制限し、最大許容レベルよりも大きな大きさ
の漏洩電流を回避する方法が提供される。該方法は、要
求されたレベルに応じて電気外科電力を発生する段階
と、活動電極に電流を印加し分散電極から電流を受け取
ることにより電気外科電力を印加する段階と、電気外科
電流の供給される分と受け取る分との間の不平衡の量を
感知する段階と、印加される電気外科電力のレベルを低
減して、電流の感知された不平衡を最大許容レベル以下
に維持する段階とを含む。
本発明の本質の一層完全な理解とその利点及び改善
は、以下に簡単に説明される添付の図面に関係して述べ
られた、発明の現在の好ましい実施例に関する以下の詳
細な記述から、及び添付の請求の範囲から得ることがで
きる。
図面の詳細な説明 図１は、本発明のESU、活動電極、帰還電極、漏洩電
流感知変成器及び漏洩電流制御回路の一般化されたブロ
ック図である。
図２は、図１の回路の変成器の動作を説明するため
に、磁気コアの周囲のコイルに流れる電流とコアにおけ
る磁束との間の従来技術の物理的関係を示す図である。
図３は、図１の一層詳細なブロック図及び概略図であ
る。
詳細な説明 図１には、本発明の電力制御フィードバック・ループ
に漏洩電流制御回路115を組み込んだ電気外科システム1
0が示されている。ESU20は電気外科医術に使用する高周
波電流を発生する。この電流は、活動電極40に電流を伝
える供給導体又はリード線30に供給される。活動電極40
から電流は患者50に供給される。典型的には、患者50は
手術台60に、及び帰還電極又は分散電極70の上に寝てい
る。帰還電極70は電気外科電流をESU20に帰還させる帰
還導体又はリード線80に接続され、こうして電気回路が
完成する。
米国特許第４、437、464号明細書に一層完全に記述さ
れているように、磁気コア差動変成器90は漏洩電流不平
衡条件の下で磁束を提供する。差動変成器90のコア94の
周囲の第１巻線95は出力リード線30によって形成され、
活動電極へ供給される電流を通す。第２巻線96は帰還リ
ード線によって形成され、帰還リード線80に流れる電流
を伝える。変成器を流れる磁束は感知巻線100によって
感知され、感知巻線100は差動制御信号110を電流漏洩制
御回路115に供給する。電流漏洩制御回路115は、ESUの
通常電力制御フィードバック回路と共に、電気外科発生
器20により発生される電流の量を制限し制御する。
図２は、図１に90で示されるような変成器の電流と磁
束との関係を示している。線200は磁気コア210の周囲の
第１コイルを形成する。電流が線200を矢印220の方向に
流れると、電磁気学の基本原理により、磁束がコアに矢
印230で示される方向に形成される。矢印230により示さ
れる磁束の結果、コア210の周囲に反対方向に巻かれた
第２コイルとして形成された別の線240に、結果として
生じる電流が矢印250の方向に誘導される。線200と線24
0との個々のコイル数が同じならば、矢印250の方向の電
流は、矢印220で示される方向に線を介して流れる電流
と同じ値である。例えば、線200と線240とのそれぞれが
個別のソースから同じ方向に電流を流すならば、それぞ
れのコイルはコアに磁束を作る。電流が等しいならば、
それぞれのコイルからの反対方向の磁束は打ち消され
る。電流が等しくないならば、正味の磁束はゼロではな
く、コアの周囲の第３巻線として形成される第３の線26
0にその結果の電流を誘導する。
図１から理解されるように、供給リード線30からの電
流を通す巻線95は、図において反時計方向の磁束をコア
94に誘導する。図１の帰還リード線80の電流を通す巻線
96は、図において時計方向の磁束をコア94に生じさせ
る。巻線95と巻線96とのコイル数が同じであり、リード
線30とリード線80とを流れる電流が等しいならば、２つ
の誘導された磁束は等しい。また、２つの磁束は互いに
対向し、打ち消し合うので、コア94における正味の磁束
はゼロになる。しかし、供給リード線30に流れる電流の
方が電流漏洩の故に帰還リード線80に流れる電流よりも
大きいならば、ゼロではない有限の正味の磁束が生じ
る。このゼロではない磁束は感知巻線100に電流を誘導
する。感知巻線100からの信号は電流漏洩感知信号又は
差動制御信号110であり、この信号は供給リード線30と
帰還リード線80とをそれぞれ流れる電流の差の量を表し
ている。
差動制御信号110は、図１及び図３に示すように、電
流漏洩制御回路115に供給される。供給リード線30及び
帰還リード線80に流れる電流は500kHzから1MHzの範囲の
電気外科周波数で流れている。したがって、差動制御信
号110は同じ周波数のAC信号である。差動制御信号110は
AC/DCコンバータ120に供給され、AC信号110の振幅に比
例する出力DC信号112が求まる。AC/DCコンバータ120は
種々の異なる変換技術を利用することができる。例え
ば、コンバータ120はAC制御信号110のピーク値又はRMS
値に対して一層敏感であり得る。
DC出力信号112の大きさは制御信号110の大きさに正比
例し、制御信号110は上記のとおり漏洩電流の大きさに
比例する。出力信号112は差動増幅器140の正の入力端子
に印加され、設定点を表す所定のDC信号130は差動増幅
器140の負の入力端子に印加される。DC信号130の大きさ
はポテンショメータ142の調整により選択され、信号130
の所定のレベルは漏洩電流の最大許容安全レベルを表
す。
差動増幅器140の利得は１である。したがって、差動
増幅器140の出力信号144は、感知された漏洩電流（信号
112により表される）が漏洩電流の最大許容安全レベル
（信号130によって確立される所定の設定点によって表
される）を越えるときは常に正である。その他の場合、
出力信号144は負である。差動増幅器140の出力信号144
は通常の最大選択器回路150の１つの入力端子に印加さ
れる。最大値選択器回路150の他の入力端子は電力制御
差動増幅器160の出力端子に接続される。電力制御差動
増幅器160はESU20の通常の閉ループ・フィードバック電
力制御配置の一部である。
閉ループ・フィードバック電力制御配置即ち電力制御
フィードバック・ループはESUにおいて広く使用されて
おり、種々の異なる形態を取る。比較的複雑な電力制御
フィードバック・ループは米国特許第４、727、874号明
細書に記載されている。ESU20に対する電力制御フィー
ドバック・ループの一般化された形は電流漏洩制御回路
115を使用するが、図３に示されている。極く基本的に
述べると、ESUは高周波数（RF）発振器152とRF増幅器15
4と出力回路156とを備える。RF発振器152はRF信号を発
振し、この信号はRF増幅器154で増幅されて電気外科信
号になる。出力回路156は電気外科信号を供給リード線3
0に供給し、帰還リード線80から帰還電流を受け取る。E
SU20から供給される出力電力の大きさを表しそれに比例
する帰還信号158は、出力回路156から供給される。信号
158は電力制御差動増幅器160の正の入力端子に印加され
る。電力制御差動増幅器160の負の入力端子に印加され
る他の信号は要求出力電力信号164である。要求出力電
力信号164はオペレータにより要求された電力に関係し
ており、前面制御パネルの調整ポテンショメータ166の
調整によって確立される。
電気外科発生器20の電力制御フィードバック・ループ
はRF増幅器154の利得を制御することにより差動増幅器1
60の出力信号168をゼロの安定状態値に維持しようとす
る。本発明においては、電力制御フィードバック・ルー
プも、ESU20の出力電力を調整するように設定点（信号1
44によって表される）に対する漏洩電流の影響を考慮す
る。
最大値選択器回路150は、２つの入力信号144、168の
うちの最大の正の信号をその出力端子に出力信号として
与える。漏洩電流が感知されないと、漏洩感知差動増幅
器140の出力信号144は大きな負の値になる。電力制御差
動増幅器160の出力信号168は通常はゼロ又はそれに近い
値である。したがって、漏洩電流が感知されないときに
は、選択器回路150はその出力として信号168を供給す
る。最大値選択器回路150の出力信号169はインバータ17
0の供給され、これによって信号の極性を変える。イン
バータの出力信号は積分器180に供給され、積分器180は
該信号を積分し、積分された信号を利得制御信号190と
して供給する。積分器180の利得制御信号190はRF増幅器
154に印加され、それによって増幅器154を制御し、ESU
から利用可能な電気外科信号の大きさを確立する。
典型的な電力制御フィードバック・ループは出力信号
168を直接に差動増幅器160からインバータ170の入力に
供給する。本発明は、電力制御フィードバック・ループ
に電流漏洩制御回路115という追加の制御設備を挿入す
る。電流漏洩制御回路115は電力制御フィードバック・
ループの通常の機能を修正し、以下のとおりにESUの出
力電力を制御する。
漏洩電流が小さく、通常の制御ループが定常状態にあ
るとき、差動増幅器160の出力信号168はゼロであり、漏
洩感知差動増幅器140の出力信号144は負である。つま
り、信号168のゼロの値が最大値選択器回路150の出力端
子に信号169として存在し、積分器180へ伝えられる。し
たがって、該積分器はその出力の値を変えず、ESUの出
力電力に変化はない。しかし、測定出力電力信号（outp
ut power measured signal）158が増加し、要求出力
電力信号（output power requested signal）164を
越えると、電力制御差動増加160の出力信号168は正にな
り、減少した出力信号を積分器180からRF増幅器154へ出
力させ、こうして、測定出力電力信号158が要求出力電
力信号164に等しく、電力制御差動増幅器160の出力信号
がゼロの値に戻るまで、RF増幅器をしてESUの出力電力
を減少させる。一方、測定出力電力信号158が要求出力
電力信号164よりも小さい値に減少すると、電力制御差
動増幅器160の出力信号168は負になり、増加した出力信
号を積分器180からRF増幅器154に供給させ、こうして、
測定出力電力信号158が要求出力電力信号164に等しく、
電力制御差動増幅器160の出力信号がゼロに戻るまで、R
F増幅器をしてESUの出力電力を増加させる。つまり、最
大許容限界内にある漏洩電流条件の下では、ESUの通常
の電力フィードバック制御機能は修正されない。
最大許容限界を越える漏洩電流条件の下では、フィー
ドバック電力制御ループにおける電流漏洩制御回路115
は以下のとおりに機能する。漏洩電流は変成器90のコア
94に磁束を生じさせ、これを感知巻線100が感知する。
ゼロでない差動制御信号110が生じる。コンバータ120は
信号110を関係のDC信号112へ変換する。信号112が所定
のDC設定点信号130を越えるならば、漏洩感知差動増幅
器140は正の出力信号144を供給する。正の出力信号144
は最大値選択器回路150によって選択され、インバータ1
70によって変換され、積分器180からの利得制御信号190
を減少させ、こうして、結果として生じる漏洩電流が漏
洩感知差動増幅器140がゼロの値を持つレベルに減少す
るまで、RF増幅器154をしてESUの出力電力を減少させ
る。したがって、電気外科発生器の出力電力は、漏洩電
流を所定の最大許容値即ち140ミリアンペアに制限する
レベルに規制される。こうして、電流漏洩制御回路115
の動作は、通常のフィードバック電力制御機能を克服
し、代替経路のやけど又は効果を生じることができない
最大許容値に電気外科出力電流を制限する。漏洩電流制
御回路115の効果は、ESUをディスエーブルすることなく
ESUの出力電力を制限することである。
こうして、電力制御フィードバッル・ループは２つの
異なる感知信号、即ち漏洩電流信号110と要求出力電力
信号164とによって制御される。かなりの漏洩電流が流
れようとするときのみ、漏洩感知回路が電気外科出力電
流の制御を引き継ぐ。本発明は、これら２つの異なる制
御ループ入力信号の間の滑らかな遷移を許容するので、
制御が２つの入力信号の間でシフトするときにも出力レ
ベルに急激な変化が生じない。
２つの条件が満たされるときにのみ、かなりの漏洩電
流が流れる。第１に、漏洩電流の経路が存在しなければ
ならない。これは、アース基準点（例えば、アースされ
た監視電極、アースされた手術室台）又は医者自体とし
て現れる。満足されるべき第２の条件は、漏洩電流を駆
動するに足る電気外科ポテンシャル即ち電圧の存在であ
る。第１の条件は手術室の配置の函数である。第２の条
件は、ESU上の要求された電力設定（要求された出力電
力）及びESU上の負荷の函数である。漏洩電流を駆動す
るには大電流が必要なので、かなりの漏洩電流は、電気
外科発生器が開回路に活性化されているときに（活性電
極が組織から離されて保持されているときに）のみ流れ
ることになる。これらの条件の下では、活動電極に大電
圧が存在しており、主電気外科電流は流れない。電極が
組織に十分接近させられ、主電気外科電流が流れると直
ちに、大電圧ポテンシャルは大幅に減少する。つまり、
かなりの漏洩電流は、電極が開回路条件で活性化される
ときにのみ主に流れる。流れる漏洩電流の量も、要求さ
れた電力設定の函数である。比較的小さな電力が要求さ
れると、電力外科出力はその負荷条件に無関係に小さい
ので、小さな漏洩電流が流れる。
したがって、電流漏洩制御回路115は、いくつかの条
件が満たされたときにのみ機能する。電極は組織から十
分に離れて保持され、主電気外科電流が流れないように
しなければならず、要求される電力は十分に大きくなけ
ればならない。電極が組織に十分接近し、主電気外科電
流を流れさせると直ちに、漏洩電流は低減され、電流漏
洩制御回路115は出力電力の制御を通常電力制御フィー
ドバック回路へ滑らかに戻す。この時点で、出力電力は
電流漏洩制御回路115によって解放され、要求された全
電力が利用可能になり、組織に供給される。こうして、
漏洩制御回路に基づく電力制御と要求された出力電力に
基づく電流制御との間で、滑らかな遷移が行われる。
好ましくは140ミリアンペアの設定点は、要求される
出力電力と共に変化することはないので、漏洩制御回路
による開回路ポテンシャルの低減量は、比較的小さな出
力電力が要求されているときには小さい。活動電極が開
回路条件で活性化されるときの要求電力設定には、漏洩
制御回路が出力を全く低減しない点が存在する。これ
は、漏洩電流が140ミリアンペアよりも小さいからであ
る。これらの条件の下では、電流漏洩制御回路115は出
力に影響を与えない。漏洩電流が流れるアース経路が存
在しないような手術室配置である条件の下では、電流漏
洩制御回路115は同様に出力に影響を与えない。
したがって、電流漏洩制御回路は漏洩電流条件が要求
するときにのみ動作することがわかる。該回路は連続的
に漏洩電流を監視し、危険な条件の発生を許さない。他
の既存の採用された漏洩低減技術に対する本発明の利点
は、電流漏洩制御回路が連続的に条件を監視し、それに
よってESUの出力電力を適応させることである。
本発明の好ましい実施例を特に図示し説明してきた
が、この記述の特有性は好ましい例のためになされたも
のであって、本発明の範囲は添付の請求の範囲によって
定義される。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭58−81031（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−292944（ＪＰ，Ａ) 米国特許4662369（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 18/12 - 18/16

Claims (9)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】所定の周波数の出力電流を患者に供給する
    ことによって電気外科出力電力を供給するための電気外
    科発生器と、該電気外科発生器から患者へ前記出力電流
    を供給するための供給リード線手段と、該患者から前記
    電気外科発生器へ電流を帰還させるための帰還リード線
    手段と、前記電気外科発生器の出力電力を所定の要求さ
    れた出力電力にほぼ等しい値に規制するための前記電気
    外科発生器の電力制御フィードバック・ループ手段であ
    って、前記電気外科発生器により供給される出力電力と
    前記所定の要求された出力電力との差を表す電力制御信
    号を供給するための供給手段と、前記電力制御信号に応
    答して前記電気外科発生器の出力電力を規制するための
    規制手段とを備える電力制御フィールドバック・ループ
    手段と、を有する電気外科システムであって、前記電気
    外科発生器からの漏洩電流を制御するための改善された
    手段が、 前記供給リード線手段と前記帰還リード線手段とに接続
    され、前記供給リード線手段に流れる電流と前記帰還リ
    ード線手段に流れる電流との間の不平衡を決定すると共
    に、該不平衡の量に関係する電流漏洩感知信号を発生す
    るために動作する電流漏洩感知手段と、 漏洩電流の所定の最大許容量を表す所定の設定点信号を
    供給するための手段と、 前記電流漏洩感知信号と前記設定点信号とを受け取り、
    該電流漏洩感知信号が前記所定の設定点信号を越えたと
    きに漏洩電流制御信号を供給するための決定手段と、 前記供給手段と前記規制手段との間で前記電力制御フィ
    ードバック・ループ手段に接続され、前記漏洩電流制御
    信号と前記電力制御信号とを受け取る選択器手段であっ
    て、前記漏洩電流制御信号と前記電力制御信号とのうち
    の１つを選択し、選択された信号を前記規制手段へ供給
    して、前記不平衡が前記所定の最大許容量を超えたとき
    に、前記電気外科発生器により供給される出力電力を低
    減することにより、かつ、前記不平衡が前記所定の最大
    許容量を越えないときに、前記所定の要求された出力電
    力と前記電気外科発生器によって供給される出力電力と
    の間の差に関係して、前記電気外科発生器により供給さ
    れる出力電力を規制することにより、前記不平衡に応答
    して、かつ、前記所定の要求された出力電力と前記電気
    外科発生器により供給される出力電力との間の差に応答
    して、前記電気外科発生器により供給される出力電力を
    制御する選択器手段と、 を具備する電気外科システム。
  2. 【請求項２】請求項１記載の電気外科システムであっ
    て、更に、前記選択器手段が、前記漏洩電流制御信号と
    前記電力制御信号とのうちのいずれか１つを選択して前
    記電力制御フィードバック・ループ手段を制御し、前記
    電気外科発生器によって供給される出力電力を、漏洩電
    流が前記所定の量を越えない最大値に制限するシステ
    ム。
  3. 【請求項３】請求項２記載の電気外科システムであっ
    て、更に、前記選択器手段が、前記不平衡が前記所定の
    量に等しいかそれよりも小さくなるまで、前記電気外科
    発生器によって供給される出力電力の量を低減するよう
    に前記電力制御フィードバック・ループ手段を制御する
    システム。
  4. 【請求項４】請求項１記載の電気外科システムであっ
    て、前記電流漏洩感知手段が、コアと第１の巻線と第２
    の巻線と感知巻線とを含む差動変成器を備えており、前
    記巻線のそれぞれは前記コアの周りに巻回され、前記供
    給リード線手段は供給された出力電流を前記第１の巻線
    を介して伝えるように接続され、前記帰還リード線手段
    は帰還電流を前記第２の巻線を介して伝えるように接続
    され、前記差動変成器は前記第１の巻線と前記第２の巻
    線とに流れる電流の間の不平衡を感知し、前記不平衡に
    比例する電流を前記感知巻線に発生し、前記感知巻線の
    電流は前記電流漏洩感知信号から導き出されるシステ
    ム。
  5. 【請求項５】所定の高周波数の電気外科出力電力を供給
    するための電気外科発生器と、該電気外科発生器から患
    者へ出力電流を供給するための供給リード線手段と、該
    患者から前記電気外科発生器へ電流を帰還させるための
    帰還リード線手段と、前記電気外科発生器の出力電力を
    所定の要求された出力電力にほぼ等しい値に規制するた
    めの前記電気外科発生器の電力制御フィードバック・ル
    ープ手段であって、前記電気外科発生器により供給され
    る出力電力と前記所定の要求された出力電力との差を表
    す電力制御信号を供給するための供給手段と、該電力制
    御信号に応答して前記電気外科発生器の出力電力を規制
    するための規制手段とを備える電力制御フィードバック
    ・ループ手段とを具備する電気外科システムにおいて、 前記供給リード線手段と前記帰還リード線手段とに接続
    され、前記供給リード線手段に流れる電流と前記帰還リ
    ード線手段に流れる電流との間の不平衡を決定すると共
    に、該不平衡の量に関係する電流漏洩感知信号を発生す
    るように動作する電流漏洩感知手段と、 前記電流漏洩感知信号に応答する手段であって、前記電
    力制御フィードバック・ループ手段を制御して、前記電
    流漏洩感知信号が許容漏洩電流の最大量を表す所定値を
    越えるとき、前記電気外科発生器により供給される出力
    電力を低減させ、前記電気外科発生器により供給される
    出力電力を漏洩電流が前記所定の最大許容値を越えない
    最大値に制限すると共に、電流不平衡が前記所定の最大
    許容値以下になるまで、前記電気外科発生器により供給
    される出力電力を低減する制御手段と、 を具備し、前記制御手段が、 コアと第１の巻線と第２の巻線と感知巻線とを含み、前
    記巻線のそれぞれは前記コアの周りに巻回され、前記供
    給リード線手段は供給された出力電流を前記第１の巻線
    を介して伝えるように接続され、前記帰還リード線手段
    は帰還電流を前記第２の巻線を介して伝えるように接続
    された差動変成器であって、前記第１の巻線と前記第２
    の巻線とに流れる電流の間の不平衡を感知し、前記不平
    衡に比例する電流漏洩感知信号を前記感知巻線に発生す
    る差動変成器と、 前記感知巻線における電流漏洩感知信号を第１の信号へ
    変換するための変換器手段と、 最大許容漏洩電流の所定の値を表す第２の信号を供給す
    るための設定点手段と、 前記第１の信号と前記第２の信号とを受け取って、これ
    らの信号の大きさの差を増幅し、その結果の信号を第３
    の信号として供給するために動作する増幅手段と、 前記電力制御信号と前記第３の信号とを受け取って、こ
    れらの信号のうちの大きい方を前記電力制御フィードバ
    ック・ループ制御手段の前記規制手段に供給するために
    動作する選択器手段と、 を備える電気外科システム。
  6. 【請求項６】請求項５記載の電気外科システムであっ
    て、前記第１の巻線と前記第２の巻線とが前記コアの回
    りに反対方向に巻回されているシステム。
  7. 【請求項７】電気外科システムにおける活動電極に印加
    される電気外科電力を制限し、所定の最大許容レベルよ
    りも大きな大きさの漏洩電流を回避する方法において、 要求された電気外科出力電力の所定のレベルを選択して
    電気外科医術の期間に供給する段階と、 要求された所定の電力レベルに応答して電気外科電力を
    発生する段階と、 前記活動電極に電流を供給し、分散電極から帰還電流を
    受け取ることによって、発生された電気外科出力電力を
    供給する段階と、 前記活動電極に供給される電力外科出力電力の量を感知
    する段階と、 供給される電気外科出力電力と前記要求された所定の出
    力電力レベルとの間の出力電力の差を決定する段階と、 供給される電流と受け取る電流との量の間の不平衡を感
    知する段階と、 前記不平衡が許容可能な漏洩電流の所定の最大レベルを
    表す所定の量を超えたかどうかを決定する段階と、 前記不平衡が許容可能な漏洩電流の前記所定の最大レベ
    ルを越えるときに、供給される電気外科出力電力のレベ
    ルを低減させることにより、かつ、出力電力の差に応答
    して電力を発生するときに前記所定の最大許容レベル以
    下に前記不平衡を維持することにより、不平衡と出力電
    力の差とに関係して、供給される出力電力を選択的に規
    制する段階と、 を備える方法。
  8. 【請求項８】請求項７記載の方法であって、出力電力を
    選択的に規制する前記段階が、供給される出力電力を、
    漏洩電流が前記所定の最大許容レベルを越えない所定の
    最大値に制限する段階を更に含む方法。
  9. 【請求項９】請求項７記載の方法であって、出力電力を
    選択的に規制する前記段階が、供給される電気外科電力
    の大きさを、漏洩電流が前記所定の最大許容レベルを越
    えない値に維持する段階を更に含む方法。
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