JP3415147B2 - 定電圧を使用する電気外科的手術装置 - Google Patents

定電圧を使用する電気外科的手術装置

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Description

【発明の詳細な説明】 【発明の属する技術分野】
本発明は、止血性電気外科手術道具への血餅蓄積の減
少に効果的な電圧出力波形を有する電源ならびに止血性
電気外科手術器具に関する。
【従来の技術】
手術中の出血の抑制は、手術にかかる時間の主要な部
分を占める。特に、組織を切開したときまたは切断した
ときに起こる出血は、外科医の観察を不明瞭にし、手術
を長引かせ、執刀の正確さに有害な影響を与え得る。手
術での切開による血液の損失は輸血を必要とし、従っ
て、患者に害を与える危険を増加させる。 止血性電気外科手術技術は、切開の前、その最中、お
よびその後において、切開された組織からの出血を減少
させることで知られている。二極式の電気外科手術技術
は、一般的に、組織の切開および凝固の双方のために、
２つの電極間の患者の組織に高周波高電圧の電流を流
す。この電流は、電流密度および組織の抵抗の関数とし
て、組織のジュール（オーム）加熱を生じさせる。組織
中に注入された熱は、その結果として組織に含まれる血
管中の血液を凝固させ、ゆえに、切断された血管および
毛細血管からの血液の流れを減少させる。 公知の電気外科手術器具は、一般に、高電圧電気アー
クの形で患者の組織に電流を伝えている。組織を切開す
るためには、組織を切断するために十分な速度で電流ア
ークが体液の蒸発を生じさせるように、電流の大きさお
よび波形が選択され得る。止血を生じさせるには、組織
を乾燥させて組織の切開時に出血を止めるような、一般
的により低いエネルギー注入速度を、電流アークは供給
する。 公知の多くの電気外科手術装置の持つ欠点は、隣接す
る組織の加熱とそれによる好ましくない傷を生じること
なく、局部的部分で止血を得るように患者の組織を通し
ての電流の流れを制御する際の欠点である。電気アーク
が貫通する深さを予測することの困難さは、正確にどの
組織部分が影響を受けるかについての不確実性をもたら
す。従って、例えば、電気アークは、ある箇所で止血を
生じさせるために不十分なエネルギーを注入するかもし
れず、その一方で、組織の特別な抵抗のために、もし隣
接する組織の部分に伝われば、同様のエネルギーの電気
アークが深部の組織の壊死を起こし得る。 公知の電気外科手術装置のもう１つの欠点は、電流ア
ークが組織の木炭化を促進するという傾向である。電気
外科手術装置において、電流アークと患者の組織とは、
電気回路の直列要素を形成する。電圧と電流の積は、こ
れらの各要素に特有の電力損失を表す。これまでに公知
な電気外科手術装置では、電流アークでの電力の消費が
患者の組織中での消費を上回ることがある。必然的に、
電気外科手術装置によって生成された電気アークまたは
炎は、概して何千度のオーダの大変な高温である。この
電気的炎は、装置の動作表面に隣接する組織を囲み、急
速に組織の乾燥および木炭化に至らせることがある。従
って、電気的炎は患者の組織の切開と止血を生じさせる
が、それはしばしば組織を木炭化させ、組織の急速な再
生を阻害する。 公知の電気外科手術装置のさらに他の欠点は、部分的
には、電気アークを引き起こすピーク−ピーク電圧の大
きな変動によるもので、器具の動作表面に凝固した血液
または切断された組織が付着するという傾向である。こ
の蓄積は「血餅」と呼ばれるが、電気外科手術器具の電
極間を流れる電流が通らなければならない道筋の電気抵
抗を増加させる。手術中の器具への血餅の蓄積の結果
は、組織を流れる電流がもはや適切な切開または止血を
生じるのに十分でないほどまでに、加熱または切断され
ている組織中に注入される電気エネルギーが減少するこ
とである。 その結果、外科医は手術中に頻繁に作業をやめて、電
気外科手術器具の動作表面から血餅を削り取らなければ
ならない。この削り取り作業は、外科医によって費やさ
れるところの、手術の目的を達成するのに向けられるの
ではない時間および労働を増加させる。さらに、器具の
動作表面を削るこの作業は、止血が不十分になるまでは
着手されないので、器具から血餅が削り取られている間
に、切断された組織からのさらなる血液の損失が発生す
る。 公知の電気外科手術装置のさらなる欠点は、器具上の
血餅に組織が付着する傾向である。この器具への組織の
付着が、以前に凝固した組織を裂くことがあり、従っ
て、その組織からの血液の流れを再開させる。さらに、
以前に凝固させられた組織へのこのような器具の付着
は、外科手術部位での器具の操作性を制限し、従って、
手術の目的を達するために器具を操作する外科医の物理
的な努力を増加させることがある。最後に、このような
付着、および以前に凝固された組織を裂くことによる血
液の流れの再開の可能性の増加は、器具の動作先端の外
科医の視野を小さくし、切開の正確さを減少させる。 公知の電気外科手術器具は、一般に、定格電力400ワ
ット以下で、ピーク−ピークで150〜5000ボルトの範囲
の交流（AC）電圧を供給する発電機を使用してきた。こ
のような発電機は、一般に、100kHzより大きな範囲の電
流周波数で動作する。なぜならば、100kHzよりも小さい
周波数は、好ましくない神経筋肉の刺激を患者に起こす
ことが知られているからである。公知の電気外科手術用
発電機が、定格100〜400オームの器具に出力電力を供給
することも、また典型的である。電気外科手術器具と電
源のインピーダンスマッチングを供給するためには、そ
のような電源はまた高い出力インピーダンスを有してい
る。 マリスらの米国特許第4,590,934号は、二極カッター
／凝血器と共に使用するための電気外科手術用発電機を
開示している。その特許に開示される発電機は、非周期
的な一連の減衰させた高周波信号のバーストのグループ
を含む電、力出力波形を生成する。その発電機は、電気
外科手術装置により精製された電気アークの開始時の高
い初期電圧スパイクを減衰させて、器具の先端でのスパ
ーク、および電気アークの最初のスパークにより生じる
望ましくない器具の干渉を減少させる。 シュナイダーマンの米国特許第4,092,986号およびフ
ァリンの米国特許第4,969,885号は、電気外科手術器具
と共に使用するための発電機を示しており、その中で
は、発電機の出力電圧は電気外科手術器具が遭遇するイ
ンピーダンスに依存せずに実質的に一定のレベルに維持
される。 シュナイダーマンの米国特許第4,092,986号は、組織
の切開には変調されていないRF電圧波形、および組織の
凝固にはパルス変調されたRF電圧波形を使用することを
開示している。この特許は、ピーク−ピークで約０〜0.
6アンペアの範囲の電流と、450〜600ボルトの範囲のピ
ーク−ピーク電圧の使用を教示している。 ファリンの米国特許第4,969,885号は、電極と組織と
の間の電気アークを発弧しかつ維持するために必要な電
解強度を供給するためには、少なくとも150ボルト（実
効値）（ピーク−ピークで420ボルト）の最小実効電圧
が、電気外科手術切開器具の使用には必要であると示し
ている。この特許もまた、予想される動作環境の範囲で
電気外科手術装置に定電圧を供給するためには、高周波
電圧発電機が動作環境には依存せず、かつ望ましくは純
粋な正弦波である波形を供給することが望ましいことを
開示している。 実効値約150Vより高い電圧、および比較的低い電流で
作動する電気外科手術器具は、これまでに述べた血餅の
蓄積、およびそれに関連する問題を経験すると信じられ
ている。このような血餅の蓄積による困難さが、電気外
科手術の分野の発展を妨げてきた。 ヘルツォグの米国特許第4,232,676号は、高電圧電気
アークの使用にともなう血餅の蓄積および木炭化の欠点
を克服するようとするための電気外科手術メスおよびそ
のメスの使用法を示している。この特許は、アークを阻
止して５〜50ワットのエネルギー注入率をもたらす、20
〜80ボルトの範囲の低電圧の使用を開示する。この特許
に示されているメスは、主に、供給される電圧波形の周
波数を変えることによって電力が制御されるというこの
特許の教示のために、これまでのところ限定的な商業的
成功しか達成していない。 従って、公知の電気外科手術装置を悩まし、手術の行
為において電気外科手術の適用を制限してきた血餅の蓄
積および付着の問題を克服する電気外科手術システムを
提供することが望ましい。 高い電力で低電圧を供給できる電気外科手術用発電機
を与えることが望ましい。そのような電源は、電極での
アーク、および、そのようなアークに典型的に伴う組織
の木炭化および付着を減少させる。 さらに、負荷インピーダンスには依存せずに、実質的
に一定な電圧出力レベルを供給する、低出力インピーダ
ンスを有する電気外科手術用発電機を供給することがさ
らに望ましい。従って、そのような電源は、予め定めら
れたレベルに電圧を維持し、ゆえに止血中に組織インピ
ーダンスが増加するにつれて過度のエネルギー注入を避
ける。 手術室内で使用可能な限られた空間、および熱放散要
求からくる大きさの制限の観点からみれば、効率的およ
び小型の電気外科手術用電源を供給することもまた、望
ましい。
【発明が解決しようとする課題】
前述の観点によれば、公知な電気外科手術装置の使用
を妨げてきた血餅の蓄積および付着の問題を克服する電
気外科手術システムを提供することが、本発明の目的で
ある。
【課題を解決するための手段】
本発明は、手術中に組織の止血を生じさせるための電
極を有する電気外科手術器具と共に使用される電源に関
し、この電源は、該組織のインピーダンスより小さい出
力インピーダンスを有し、そして実質的に負荷インピー
ダンスに依存しない実質的に一定な交流出力電圧信号を
該電極に該出力電圧が該負荷インピーダンスに伴って有
意に変化しないように供給し、実効値120V以下で1.41よ
り小さい波高率を有する電圧波形を供給する。 好ましくは、この電源は、20オーム以下の出力インピ
ーダンスを有する回路要素をさらに備える。 好ましくは、上記電圧波形は、100kHz〜2MHzの間の周
波数で交番する。 上記電源は、選択可能な直流電圧を供給するための変
調器出力を有する変調器手段と、第１の周波数で交流波
形を生成する発電機手段と、インバータ手段と、を備
え、このインバータ手段は、上記変調器出力に接続され
た第１の入力手段と、上記発電機手段に接続された第２
の入力手段と、出力手段とを有しており、このインバー
タ手段は、上記第１の入力手段を介して上記変調器手段
から上記選択可能な直流電圧を受取り、かつ上記第２の
入力手段を介して上記発電機手段から上記交流波形を受
け取り、実質的に一定のピーク−ピーク出力電圧が上記
交流波形に比例する波形と上記選択可能な直流電圧に比
例するピーク−ピーク電圧とを有するように、上記イン
バータ手段が、該実質的に一定のピーク−ピーク出力電
圧を上記出力手段に供給する。 好ましくは、上記発電機手段で生成される上記交流波
形は方形波である。 本発明はまた、電圧波形出力を生成するための電気外
科手術用発電機と共に使用される装置に関し、この装置
は、クリッピング回路を備え、上記発電機の電圧波形出
力を、出力電圧実効値120V以下で1.41より小さい波高率
を有するようにクリッピングされた電圧波形に変換し、
それによって該発電機の出力インピーダンスを低減す
る。 好ましくは、上記装置は、一対の電極を有する電気外
科手術器具と共に使用され、上記クリッピング回路が、
１次及び２次の巻線を有し、上記電気手術用発電機の電
圧出力が、上記１次巻線に印加される変圧機と、上記第
２次巻線に接続され、上記クリッピングされた電圧波形
を供給するための第１及び第２の出力ノードを有してい
る整流ブリッジと、上記第１及び第２の出力ノードに接
続されて該第１及び第２の出力ノードの間の電圧を制御
する手段とを備え、上記電気外科手術器具の上記一対の
電極が、上記出力ノードに接続されるように適合されて
いる。 好ましくは、上記第１及び第２の出力ノードの間の電
圧を制御する上記手段は、ベースとエミッタとコレクタ
とを有するトランジスタであって、このコレクタが上記
第１の出力ノードに接続され、上記エミッタが上記第２
の出力ノードに接続されたトランジスタと、あらかじめ
決まった降伏電圧を有するダイオードであって、このダ
イオードの陰極が上記コレクタに接続され、このダイオ
ードの陽極が上記ベースに接続され、上記降伏電圧が上
記クリッピングされた電圧波形の実効値及び波高率を決
定するダイオードと、上記トランジスタのベース及び上
記第２の出力ノードに接続された抵抗と、を備える。 好ましくは、上記装置は、上記２次巻線が、利用者が
選択可能な複数タップをさらに備え、この複数タップの
それぞれが１次巻線と２次巻線の異なる比に対応してい
る。 好ましくは、上記第１及び第２の出力ノードの間の上
記クリッピングされた電圧波形を制御する上記手段が、
利用者が選択可能な複数のダイオードを備え、この複数
のダイオードのそれぞれが異なる降伏電圧を有してお
り、ゆえに上記電気外科手術用発電機の出力電圧波形の
クリッピングの程度が変更可能である。 好ましくは、上記電源において、上記波高率は１〜1.
10の範囲である。 好ましくは、上記電源において、上記発電機手段で生
成される上記交流波形は、１〜1.10の範囲の波高率を有
する。 好ましくは、上記装置において、上記波高率は１〜1.
10の範囲である。 公知の装置の典型よりも低い電圧を供給する装置を提
供することが本発明の目的である。本発明の原理に従っ
て製造される電源は、器具電極でのアークを防ぎ、従っ
てそのようなアークに典型的に伴う、組織の木炭化およ
び付着を防ぐ。 負荷インピーダンスに依存せず、実質的に一定な電圧
出力レベルを供給する低出力インピーダンスを有する電
気外科手術用発電機を提供することも、本発明の別の目
的である。本発明の電源の低出力インピーダンスは、乾
燥プロセスの間に組織インピーダンスが増加するときの
電圧のずれの可能性を減少させる。 これらおよび他の目的は、実質的に一定な出力電圧レ
ベルを供給する能力のあり、出力インピーダンスが20オ
ーム以下である交流（AC）電源を提供することによっ
て、本発明の原理に従って達成される。本発明の電源
は、10〜130ボルト（実効値）および７アンペァまでの
電流という範囲で動作し、それによって、接続された電
気外科手術器具の電極に、使用される電気外科手術器具
の型式および手術される組織の種類に応じて定まる50〜
700ワットの範囲のエネルギー注入率を与える。 電圧制御および電力供給を改善しつつ、実質的に器具
電極でのアークを減少させるために、本発明の電源は、
１に近い波高率を有する波形を供給する。出願人は、低
波高率の応用は、大きな電力注入率を与える一方で、組
織中でのピーク−ピーク電圧の振れを減少させることを
確認した。これらの電源によって供給される電圧波形
は、これまでの公知の電気外科手術器具で認められた木
炭化が起こさずに、組織の止血を改善する。本発明の原
理に従って作られる電源は、出力電圧レベルの選択を可
能にする、デューティサイクルが調整可能な変調器を含
む。この変調器により生成された選択可能な電圧はイン
バータによって受け取られ、インバータはこの電圧を変
圧し、この変圧された電圧を、これもまたそのインバー
タへの入力である低電力定電圧方形波に応じて手術器具
に供給する。変調回路要素は、自己振動する一部の回路
要素のデューティサイクルを変化させる制御信号を受け
取る。安定した調整可能な出力電圧は、これらの振動を
平均化することにより供給される。 本発明の別の実施態様において、公知のさまざまな電
気外科手術用発電機と共に使用される改良型の装置が提
供される。これにおいては、これらの発電機の出力は、
本発明によって企図された電圧および電流の範囲内に変
換される。実施例の改良型装置は、多数の公知の電気外
科手術用発電機と共に使用するために示される。 本発明の装置を用い、先行技術で装置が遭遇した血餅
蓄積及び付着の問題を起こすことなく、電気外科手術器
具に電力を供給して、組織内に止血を生じさせ得る。本
発明の装置は、組織中に熱を注入するための電極を有す
る器具とともに用いられ、アークを生じずに電気外科手
術を行うことができる。従って、組織を切開することが
望ましい場合には、止血を生じさせると同時に、組織を
乾燥および弱体化させる。器具上には機械構造的に鋭利
なエッジが作られ、乾燥させられた組織を切断する。本
発明の装置は、代表的には、以下のステップに従って用
いられ得る。 （ａ）電極を有する手術器具を準備するステップと、
（ｂ）交流電源に電極を接続するステップと、（Ｃ）交
流（AC）電圧波形が１に近い波高率を有しているところ
の、負荷インピーダンスに依存しない質的に一定な出力
電圧レベルを選択および維持するステップと、（ｄ）高
周波電流がアークを起こさずに組織を通って流れ、組織
を部分的に乾燥させて止血を生じさせるように、電極を
組織と電気的に接触して配置すうステップ。 組織を切断することが望まれるときは、止血を生じさ
せることに加え、さらに、手術器具上に機械構造的に鋭
利なエッジを作り、その機械構造的に鋭利なエッジが部
分的に乾燥された組織を切断するように手術器具を操作
するステップが包含され得る。 本発明の上記および他の目的および本発明の利点は、
同じ符号が同じ部分を示す添付の図面とともに、以下の
詳細な記述を考察することによって明確になる。
【発明の実施の形態】
図１を参照して、本発明の電気外科手術装置10が記述
される。装置10は、本発明の原理に従って作られた電源
14と連結するメス11、ハサミ12またはグラスパー13のよ
うな複数の電気外科手術器具の１つを備える。このメス
は例えば、ヘルツォグの米国特許第4,232,676号に示さ
れているものでよい。11、12、および13の各器具は、電
源14に器具を接続するためのケーブル15を含んでいる。
各器具は、止血を生じさせるための一対の二極電極を備
えることが好ましい。組織を切開することが望まれる場
合には、機械構造的に鋭利な切開エッジがさらに用意さ
れる。本発明の電源14は、接続された電気外科手目術器
具に実質的な一定交流電圧（AC）波形を供給し、その波
形は１に近い波高率を有しており、電圧は10〜130ボル
ト（実効値）の範囲である。 そのような器具を使用するこれまでに公知の方法に関
して、アーク除去、および、高電力で低電圧かつ低波高
率の波形の使用が、公知の電気外科手術装置の性能の改
善を行うことを出願人は確認した。本発明は、上記公知
の電気外科手術装置の性能を改善した、新規な電気外科
手術器具を提供するものである。 公知の電気外科手術装置の２つの基本的な欠点は、器
具の動作表面への血餅の蓄積、および装置の動作表面へ
の組織の付着である。これらの問題は両方とも、器具電
極で電気アークを生成するため、高電圧で低電流かつ大
きな波高率を有する電圧波形を使用するのが好ましいと
いう、これまでに公知の装置の教示により起きたもので
あることを、出願人は認識した。例えば、ファリンの米
国特許第4,969,885号は、組織を止血的に切開するため
の電気アークを達成するためには150ボルト（実効値）
が必要であると開示している。出願人が確認したところ
では、血餅蓄積および付着の問題の解決策は、公知の装
置に典型的な高電圧および低出力／周期をやめて、より
低電圧で、１に近い波高率を有するより高電力／周期数
の波形を使用するようにすることである。組織を切開す
るために電流アークを使用するかわりに、本発明の装置
は、組織を加熱および乾燥するために組織を通って流れ
る電流を使用する。これによって、機械構造的に鋭利な
エッジで、組織を無血で切ることを容易にする。 図２を参照して、出願人の研究で観察された、典型的
な身体組織における、電流の流れへのインピーダンス変
化と温度の関係を示す模式図を説明する。組織を取り巻
き、また組織中に含まれているような体液は、主に水お
よび様々な塩を含んでいる。組織に熱が加えられると、
体液中に含まれている塩は解離すると考えられ、従っ
て、組織の電気インピーダンスを減少させる（範囲
Ａ）。水は温まると膨張するため、細胞壁の破裂を生じ
させ、ゆえに、イオン移動についての障壁を除き、組織
インピーダンスをさらに減少させる。組織の継続的な加
熱は、水蒸気の蒸発を生じさせるが、これは最初は、細
胞壁を破裂することによって伝導を改善する。しかしそ
の後、水が沸騰するにつれてインピーダンスを増加さ
せ、組織の乾燥をもたらす（範囲Ｂ）。いったん水が沸
騰してなくなると、組織のさらなる加熱は炭化および木
炭化をもたらし、インピーダンスのいくぶんの低下をも
たらす。 出願人は、その研究より、有用な止血および止血性切
開は、図２の範囲ＡおよびＢでの電気外科手術機器の操
作によって達成できると認識した。これらの範囲では、
実質的に一定な電圧の適用は、組織が温まるに従ってま
ず電流の増加をもたらし、そして次に、細胞液の一部が
沸騰するに従って組織を乾燥させる。 範囲Ｂでの電気外科手術器具の使用は、機械構造的に
鋭利なエッジで組織を切断するために特に有用である。
なぜなら、放出されている蒸気が組織を構成している細
胞の細胞壁を破裂させることにより、組織を弱めるから
である。さらに、この範囲での電気外科手術器具の使用
は、自己制限機能を供給する。実質的に一定な電圧入力
にとって、乾燥しつつある組織のインピーダンスの増加
が電流を減少させるため、電圧のレベルによっては、木
炭化が起きるよりも低い温度で組織の温度は熱平衡に達
する。 公知の電気外科手術装置は、ほとんど図２の範囲Ｃで
使用され、かつ止血および組織の切開を起こすための電
気アークを生成する高いピーク−ピーク電圧を有する波
形を用いる。電気アークは、典型的に数千度の温度を伴
うので、アークを受ける組織は範囲ＡとＢを急速に通り
すぎ、範囲Ｃの木炭化に達する。その結果、そのような
装置によって起こされるほとんど瞬時の乾燥が、より器
具に組織を付着しやすくする。 出願人は、電気アークが観測されない場合でさえ、例
えば比較的低い電圧において、印加されるピーク−ピー
クの電圧の幅広い変動が、好ましくない付着および血餅
の蓄積をもたらすことを確認した。従って、出願人は、
ピーク電圧の実効値（RMS）電圧に対する比率−−「波
高率」−−が１に近い電圧波形の使用が、血餅蓄積を生
じさせる電圧の変動傾向を減少させることを確認した。
例えば、方形波の波高率は１であるが、純粋な正弦波で
は1.41である。実効値130ボルト以下のピーク電圧をも
つ方形波１は、出願人により、顕著な付着または血餅蓄
積なしに優れた止血性を与えることが観察された。 出願人により行われた研究は、付着および血餅蓄積の
量が、電気外科手術器具に印加されるピーク−ピーク電
圧に直接関係し、ピーク−ピーク電圧が高いほど、血餅
はより速く蓄積し、より粘着力が強いことを確認した
−。さらに、所定のピーク電圧では、電圧波形の波高率
が大きいほど、血餅蓄積は速い。出願人により開発され
た７インチィの二極電気外科手術バサミを用いた研究に
おいて、電圧レベルと波形の相互関係として、表１に示
される結果が新鮮なビーフステーキについて得られた。
【表１】 「切開の回数」とは、供給電流が85％まで減少するま
でに切開できた回数、すなわち、もはや効果的な止血を
与えなくなるほど電極が血餅で覆われる点である。実効
値80ボルトの方形波電圧信号において、測定される電流
に測定可能な減少がないまま、50回の切開を行うことが
可能であることを出願人は確認した。他の同様の実験に
おいて、出願人は、実効値85ボルトの正弦波（ピーク値
119ボルト）が付着および限定的な止血を生じさせるの
に対して、実効値85ボルトの方形波の使用が非常に申し
分のない止血をもたらすことを観察した。 本発明の装置は、ヘルツォグの米国特許第4,232,676
号に示される電気外科手術用メスと共に使用するため
に、特によく適している。この特許はアークを生成しな
いように低電圧を使用することを示しているが、そこで
示されている装置は商業的な成功を納めなかった。なぜ
ならば、この装置もまた、血餅蓄積と付着が起きたから
である。その特許に従って作られ、そして本発明の電
圧、電流、および波形の範囲で操作される器具の使用
は、非常に申し分のない結果を生むことが期待される。
これ以降に述べる電源出力インピーダンス特性ととも
に、波高率の重要性への考慮の欠如が、いまヘルツォグ
の器具によって達成できる成功の要因であると、出願人
は信じる。 再度図２を参照して、波高率の重要性のもう１つの側
面を説明する。出願人は、機械構造的に鋭利な切開エッ
ジを有する装置で効果的な止血を促進するためには、範
囲Ａにおいて急速に組織を加熱することが望ましいこと
を観察した。100ボルトのピーク出力電圧を有する電源
において、方形波は100ボルトすべてを組織に印加する
が、正弦波では同じ時間間期間内に、わずか71ボルトし
か有効に与えない。組織中に注入された熱はおよそV2/R
であるので、一定の組織インピーダンスを仮定すると、
方形波の適用は、平均で、正弦波の２倍の出力を供給す
る。従って、方形波はより速く組織を加熱し、よって手
術器具は瞬時に止血作用および切開を行える。 次に図３を参照すると、本発明の他の特徴は、出力イ
ンピーダンスがわずか数オーム、一般に20オーム以下の
電源を用いて、電気外科手術器具に実質的に一定な電圧
を供給することである。電源の出力インピーダンスが組
織のインピーダンスよりも低い場合には、電源による電
圧出力は、負荷の接続時に低下したり、負荷インピーダ
ンスの増加に応じて過度に上昇したりすることはない。
むしろ、V2/Rによると、組織への電力伝達は、主に使用
者の選ぶ出力電圧および組織の抵抗との関数であり、電
源−負荷インピーダンスのマッチングの関数ではない。
本発明の電源と共に使用するための適当な電気外需術器
具もまた、比較的低いインピーダンスを有している。例
えば、表１に示したデータを得るために使用した７イン
チのハサミは、約16オームのインピーダンスを有してい
る。 公知の電気外科手術用発電機は、100〜400オームの範
囲のインピーダンスを有する器具に電力を伝達するため
に設計されているのが典型的である。そのような従来の
電源は、概して200オームまたはそれ以上の出力インピ
ーダンスを有しており、かつほとんど電圧を制御できな
い。図３に関連して図２を参照すると、乾燥中（範囲
Ｃ）に組織のインピーダンスが上昇すると、典型的な電
源の出力電圧もまた、そのような電源にともなう大きな
出力インピーダンスのために上昇することが認められ
る。この出力電圧の上昇は、組織への電力供給の増加を
もたらし、ゆえに木炭化の深さと範囲を増長させる。さ
らに、このような働きは、本発明に従って作られた電源
によれば実質的に削減される問題である付着、血餅蓄
積、および組織の壊死を促進する。いくつかの公知の電
気外科手術用発電機の電力特性を表２に示す。これは、
これらの発電機の製品文献、あるいはヘルスデバイス、
1987年９−10月号、「波形測定結果」、310−311ペー
ジ、ペンシルベニア州プリマスミーティング、ECRI発行
から得られたものである。
【表２】 表２は包括的になるように意図されていないが、公知
の電気外科手術用発電機の性能特徴の一般的な代表であ
る。特に興味のある点は、本発明の電源との比較におけ
る、これらの装置の電圧波形、高開放電圧、高出力イン
ピーダンスおよび低地電力出力である。 表２から、記載された電気外科手術用電源のいずれも
が、正弦波以外の波形を生成しないことは明らかであ
る。さらに、これらの各公知発電機は、出力インピーダ
ンスにおいて、組織の木炭化をもたらしやすい高ピーク
−ピーク出力電圧レベルを与える。 本発明の装置は、先行技術の装置で発生する血餅蓄積
および付着問題を起こさずに組織中に止血を生じさせる
ように、電気外科手術器具に交流電力を供給する。本発
明の装置によれば、電気外科手術は、アークなしに高周
波電流を組織に流すための電極を有する器具を用いて行
われ、止血を生じさせることが望まれる場合には、それ
によって組織を乾燥して弱体化させる。また組織の切開
が望まれる場合には、乾燥させられた組織を切断するた
めに、機械構造的に鋭利なエッジが器具上に用意され
る。本発明の装置は、代表的には、以下のステップに従
って用いられ得る。 （ａ）電極を有する手術器具を準備するステップ；
（ｂ）交流電源に電極を接続するステップ；（ｃ）交流
（AC）電圧波形が１に近い波高率を有しているところ
の、負荷インピーダンスに依存しない質的に一定な出力
電圧レベルを選択および維持するステップ；（ｄ）高周
波電流がアークを起こさずに組織を通って流れ、組織を
部分的に乾燥させて止血を生じさせるように、電極を組
織と電気的に接触して配置するステップ。 止血とともに、組織を切断することが望まれる場合
は、さらに、部分的に乾燥された組織を切断するために
手術器具に機械構造的に鋭利なエッジを作るステップが
包含され得る。重要なことは、出願人の発明による低波
高率電圧波形の使用により、組織中で１波形サイクルあ
たりの高電力注入率が得られ、組織中の血管が組織の切
開と同時に凝固されることができることである。表１に
関して上記で言及した７インチのハサミでは、血餅蓄積
はほとんどなしに止血と切開を同時に達成するために、
切開される組織の血管系に依存するが７アンペアまでの
電流レベル（最大700ワットの電力を供給する）を印加
し得ることを出願人は確認した。 さらに、本発明の装置は、低出力インピーダンスを有
する電源を備え、図３について先に述べた自己制限電圧
制御を与えるステップを行い得る。低波高率、低電圧、
高電力／サイクル波形を使用して、電気外科手術を止血
的に行う出願人の装置は、多数の電気外科手術装置に応
用できる。出願人は、本発明の装置は、ヘルツォグの米
国特許第4,232,676号に示される電気外科手術用メス、
図４および図５の二極鉗子およびグラスパー、および他
の型の二極電気外科手術器具に、うまく応用できると考
えている。 図4Aおよび図4Bを参照して、本発明の装置と共に使用
するのに適した二極鉗子20を説明する。鉗子20は、向か
い合う支持部材21および22を備え、それらは軸を中心に
回転するようにピボット23で接続されている。支持部材
21および22の基部端はハンドル24を形成し、各支持部材
21および22は、外科医の親指またはそのほかの指のため
の穴を目備えている。支持部材21および22は、ハンドル
24により動かされると、支持部材の末端25および26が閉
じてその間にある組織を処理するという従来の鉗子のよ
うな動きをして移動することができる。各支持部材21お
よび22は、端子27を備えており、鉗子の末端の電極部分
28および29に電圧を印加する。各支持部材21および22
は、支持部材の表面に配され、電極28および29に電圧が
加えられたときに支持部材間のショートを防ぐ例えばア
ルミナのような絶縁被覆31を備えていてもよい。 鉗子20のピボット23は、堅固な電気的絶縁材料、例え
ばアルミナ、ジルコニア、またはセラミックなどから作
られており、さらに回路のショートを防ぐために支持部
材21および22の間に配された電気的絶縁ワッシャー31を
備える。電極28および29は、鉗子が閉じたときに接触し
ない。 図５を参照して、止血性二極グラスパー40を説明す
る。グラスパーは、電気適絶縁材料44からなるプレート
によって分岐部43で一緒に合わせられた支持部材41およ
び42を備える。プレート44およびストップ45は、支持部
材41および42を電気的に絶縁するために使われる電気適
絶縁材料を備えている。ストップ45は、鉗子が共に閉じ
られたときに、グラスパーの末端が互いに接触すること
を防ぐように配置されている。このようなグラスパー
は、例えば、ブーレらの米国特許第3,685,518号に示さ
れている。 本発明の装置は、本発明の電源と共に、図４および図
５に示されるような二極電気外科手術器具を使用するた
めに用いられ得る。本発明の電源は、これまでに述べた
よう低電圧・低電力・低波高率交流電圧波形を器具に供
給し、かつ出力電圧の大きさを調節するための回路要素
を含んでいる。本発明の電源はさらに、小型の構成を用
いることを可能にするため、高効率および低電力消費を
特徴とする。 図６に示されるように、電源50は、出力電力端子54を
通して電気外科手術器具を駆動する。出力電力信号は、
パワーインバータ55によって出力端子54に供給される。
インバータ55は、発電機53から、高周波低電力交流波形
を受け取る。本発明の原理によれば、この低電力交流波
形は、一般的には、約1.10以下の１に近い波高率を有
し、好ましくは、方形波である。発電機53は、患者への
望ましくない神経筋肉の刺激を避けるために、定電圧お
よび好ましくは100kHzよりも高い定周波数で、この駆動
信号を供給する。発電機53は、電気外科手術器具に印加
される波高率を含む電圧波形および周波数を与え、一
方、変調器52およびインバータ55は、その結果得られる
波形の振幅を調節する。 変調器52は、低レベルから高レベルへ変化し得る直流
電圧を供給する。変調器52によって供給される電圧は、
制御入力端子51を通じて受信される制御信号によって決
定される。変調器52は、好ましくは40〜100kHzの範囲の
振動周波数を有する信号を生成する、内部自己振動回路
を用いている。100kHz以上では装置の効率が減少し、40
kHz以下では、副次的な可聴ノイズの発生が問題とな
る。インバータ55は、予め決められた比率で、変調器52
から供給される電圧から変圧された電圧を供給する。イ
ンバータ55は、発電機53からの交流方形駆動信号に応答
して、変圧された駆動電圧を方形波として電気外科手術
装置に供給する。発電機53およびインバータ55の許容可
能な内部構成は当業者には自明であり、それゆえ、それ
らの要素の詳細は本発明には含まれない。 図７を参照して、変調器52の回路要素の実施態様を示
す。スイッチ60は、自己振動する回路要素の部分の簡素
化表現である。電圧供給ノード61は電源電圧を伝え、そ
れは図８に示すように端子71を通じて受け取られてもよ
い。作動時には、スイッチ60は、使用されている器具へ
供給されるべき望ましい電圧レベルに基づいて選ばれる
デューティサイクルによって、伝導状態と非伝導状態の
間を振動する。スイッチ60が閉じているとき、電流は電
圧供給ノード61からインダクタ62を通って、変調器出力
63へ流れる。スイッチ60が開いているとき、インダクタ
62から変調器出力63への電流は、整流キャッチダイオー
ド65を通して接地端子64へ流れる。さらに、スイッチ60
が開いているとき、電圧供給ノード61の電圧は、スイッ
チノード66から絶縁される。従って、スイチ60の振動
は、ノード66に連続した方形パルスを作る。エネルギー
貯蔵インダクタとも考えられるインダクタ62は、スイッ
チ60が閉じているときにはエネルギーをその磁界に蓄
え、スイッチ60が開いているときにはそれを返すことに
よって、変調器出力63に明瞭な直流電圧を生成する。変
調器出力端子63へ供給される電圧は、スイッチノード66
での方形パルスの直流平均であり、従って、スイッチ60
のデューティサイクルを変化させることによって、イン
バータ55（図６参照）へ供給される電圧が制御できる。
インダクタ62の選択は、エネルギー貯蔵要求に基づく必
要はなく、スイッチ72へ供給される電流ストレスおよび
変調器出力端子63での許容可能なリプル電圧に基づいて
もよい。 変調器52、変調器70の第１の実施態様の回路要素は、
図８に関して示されている。動作状態では、トランジス
タ72はスイッチとして働き、交互に、電圧供給ノード61
からスイッチノード66への電動路を与えるために閉じ、
またこの電流の流れを遮るために開く。端子71は直流電
源に接続されているが、これは例えば直流30Vで動作し
ている従来の直流電圧供給回路であってもよい。インダ
クタ73を通って流れる電流は、トランジスタ72を通って
流れるか、またはコンデンサ74および75を充電する。コ
ンデンサ74および75に蓄えられた電荷は、トランジスタ
72がONしたときにすぐに利用できる電流源を供給し、こ
れによって、スイッチノード66において低電流から高電
流への急速な移行をもたらす。インダクタ73およびコン
デンサ74および75は、組合わさって、変調器70を他の回
路要素から切り離す入力フィルタを形成する。従って、
回路のバランスに偽の周波数が伝播することを防ぐ。 トランジスタ72の発振は、トランジスタ76によって駆
動される。トランジスタ76がONのとき、電流はトランジ
スタ77を通ってトランジスタ78のベースを流れる。次に
トランジスタ78がONになり、トランジスタ72のベースへ
流れ込むコレクタ電流を作り出す。コンデンサ79に蓄え
られた電荷は、トランジスタ78のベースに供給され、そ
れによってそのターンオンになる時間を短くする。トラ
ンジスタ72がONのとき、電圧供給ノード61の電圧はスイ
ッチノード66に伝えられる。スイッチノード66でのこの
電圧の存在は、抵抗80を通して、トランジスタ76のベー
スへと流れ込む立ち上がりの急激な電流を生じる。トラ
ンジスタ76のエミッタ電流が増加すると、抵抗81での電
圧降下が増加し、コンデンサ82が充電され、ノード83の
電位が上昇する。ノード83の電圧は、ノード84およびノ
ード83の間の電圧降下がトランジスタ76をONにしておく
には不十分になるまで上昇する。トランジスタ76がOFF
すると、抵抗77を通る電流の流れは遮られる。抵抗85お
よび抵抗86は、それぞれトランジスタ72および78のベー
ス−エミッタ接合を急速に放電する。トランジスタ78の
急速なターンオフは、トランジスタ78のON時の飽和を防
いでいるショットキーダイオード87によっても助けられ
る。 トランジスタ72がOFFのときには、供給ノード61の電
圧はもはやスイッチノード66に伝えられない。インダク
タ62の磁界が壊れると、電流はキャッチダイオード65を
通って流れる。従って、スイッチノード66の電圧は、ダ
イオード１つの降下分だけグランドよりも低くなる。こ
の時点で、コンデンサ82に蓄えられている電荷は、抵抗
81および88を通って放電される。ノード83の電圧が十分
に下がると、トランジスタ76は再度ONし、このサイクル
を繰り返す。このようにして、変調器70の回路要素は自
己発振する。動作の線形モードは、抵抗80によって供給
されるヒステリシスによって防がれるが、これは、トラ
ンジスタ76のベースに、約0.1ボルトの電圧変化を引き
起こす。 上記のように、変調器出力63での出力電圧は、スイッ
チノード66に存在する交流電圧の平均を表す。ゆえに、
もしノード66での電圧発振のデユーティサイクルが高け
れば、変調器出力63での直流出力電圧もまた高くなる。
同様に、もしデューティサイクルが下がれば、それに応
じて出力は減少する。変調器70の回路要素によって生成
された発振のデューティサイクルは、制御入力端子51に
入力される制御電圧信号の電圧レベルによって決定され
る。もし制御電圧が比較的高ければ、コンデンサ82は、
ノード83での電圧がトランジスタ76をOFFするのに十分
なほど上昇する前に、十分な充電時間を必要とする。ト
ランジスタ72がより長い時間ONを保つので、これにより
比較的大きなデューティサイクルが生成される。しかし
もし、制御入力端子51に供給される制御電圧がこの範囲
の低い方の端にあれば、トランジスタ76は同じくらい長
くONを保たず、あるいは、まったくONにならないことも
ある。従って、変調器出力63を通じてインバータ55へ供
給された直流出力電圧は、制御入力端子51での制御電圧
の値に応答して、グランド端子65の電圧と電圧供給ノー
ド61の電圧との問の範囲で連続的に選択され得る。 図９を参照して、変調器52および変調器90の、別の実
施態様の回路要素を述べる。変調器90は、回路安定性
を、図８の回路で達成されたものよりも改良するための
比較器91を備える。比較器91は蝿力供給フィルタを通し
て動力を受けるが、この電力供給フィルタは、電圧供給
ノード61の電圧の変化から比較器91を絶縁するための電
力供給バイパスコンデンサ92および切り離し抵抗93を備
える。変調器90は、トランジスタ76のためのプルアップ
抵抗94も備える。電力出力フィルタコンデンサ95は、さ
らに、変調器出力63の電圧リプルを抑制する。 変調器90の動作は、変調器70のものと同様である。比
較器91の出力91aが高いとき、電流はトランジスタ76の
ベースへ流れ込み、それをONにし、抵抗77およびトラン
ジスタ78のベースを通じて電流を流す。トランジスタ78
がONになると、これはトランジスタ72のベースへ流れ込
むコレクタ電流を生成し、トランジスタ72をONにする。
電圧供給ノード61での電圧は、ゆえにスイッチノード66
と連絡している。スイッチノード66でのこの電圧の存在
によって、電圧分割抵抗97および98の作用で、比較器91
の反転入力99へ正電圧が供給される。 抵抗97と98の抵抗の比で決めらているように、反転入
力99へ供給される電圧は、抵抗89を通って制御入力端子
51から比較器91の非反転入力100へ供給される制御信号
よりも大きい。従って、コンデンサ101の放電に続い
て、非反転入力100においてよりも高い電圧が反転入力9
9に存在するということが、比較器91に低い信号を出力
させ、トランジスタ76をOFFにする。抵抗102はヒステリ
シス性を与えるので、反転入力99と非反転入力100の間
の電圧差は、比較器91の出力状態が逆転する前にしきい
値を越えなければならず、ゆえに、変調器90の安定性は
高まる。 トランジスタ76のターンオフは、トランジスタ78のベ
ースへの電流の流れを遮り、これによって、トランジス
タ78および72をOFFにする。抵抗85および86は、それぞ
れトランジスタ72および78のベース−エミッタ接合を急
速に放電する。トランジスタ78の急速なターンオフは、
トランジスタ78のON時の飽和を妨げるショットキーダイ
オード87にも助けられる。 変調器70についてと同様に変調器90について、トラン
ジスタ72がOFFのとき、供給ノード61の電圧はスイッチ
ノード66と連絡していない。インダクタ62の磁界が壊れ
ると、電流はチャッチダイオード65から放出される。ゆ
えに、スイッチノード66の電圧は、グランドよりもダイ
オード１つの降下分だけ低くなる。このことが起きる
と、制御入力端子51の制御電圧信号が、電圧分割抵抗97
および98によって反転入力99へ供給される電圧を越え
る。抵抗98を通ってのコンデンサ101の放電に続いて、
比較器91は再度、トランジスタ76に高出力信号を与え、
サイクルを繰り返す。変調器90のデューティサイクル
と、従って変調器出力63の直流出力電圧は、制御入力端
子51の電圧制御信号のレベルによって制御される。入力
端子51の電圧が高いほど、トランジスタ72がOFFの間に
コンデンサ101は多量に充電される。この電荷が多量な
ほど、比較器91の高出力状態から低出力状態への切り替
えをより遅れさせる。従って、トランジスタ72がONであ
り、ノード61の電圧がスイッチノード66に連絡されてい
る周期中の部分を増加される。従って、制御信号が高い
ほど、変調器出力63の直流電圧出力も同様に高くなる。 本発明の好ましい実施態様において、インバータ55
は、２つのトランジスタおよびひとつの変圧器プッシュ
プル増幅器である。発電機53は、400kHzで０−12Vのゲ
ート方形波を供給するための集積回路方形波発電機に基
づいている。例えば、ニューハンプシャー州メリマクの
ユナイトロードインテグレーテッドサーキッツコポレー
ションの3825Cを使用してもよい。電圧供給ノード61に
供給される電源電圧は直流30Vで、グランド端子64はグ
ランド電位に保たれる。さらに、インダクタ62は280μ
Ｈのインダクタンスを有しており、ダイオード65は汎用
高速整流ダイオードFR604である。入力端子51に供給さ
れる電圧制御信号は、０−5Vの範囲である。 図８の変調器70の実施態様で、トランジスタ72はPN2S
C3281 npnパワートランジスタであり、イリノイ州シャ
ンバーグのモトローラコーポレーションから入手でき、
トランジスタ76は汎用2N2222npn信号トランジスタであ
り、トランジスタ78はモトローラPN 2SA1306B pnpパ
ワートランジスタである。コンデンサ74・75、79および
82は、それぞれ１μＦ、220μＦ、0.03μＦ、および0.1
μＦの容量を有している。抵抗77、80、81、85、86、88
および89は、それぞれ1kΩ、62kΩ、100Ω、20Ω、120
Ω、620Ω、および1kΩの抵抗値を有している。インダ
クタ73は、18μＨのインダクタンスを有しており、ショ
ットキーダイオード87は汎用1N8519であり、40Vの逆降
伏電圧を有する。 図９の変調器90の好ましい実施態様において、トラン
ジスタ72はモトローラPN2SC3281 npnパワートランジス
タであり、トランジスタ76は汎用2N2222npn信号トラン
ジスタ、およびトランジスタ78はモトローラPN2SA1306B
pnpパワートランジスタである。コンデンサ92、95、
および101は、それぞれ100μＦ、100μＦ、および0.1μ
Ｆの容量を有している。抵抗77、85、86、89、93、94、
97、98、および102は、それぞれ1kΩ、27Ω、51Ω、1k
Ω、100Ω、30kΩ、12kΩ、2kΩ、および300Ωの抵抗値
を有している。ショットキーダイオード87は汎用1N8519
であり、40Vの逆降伏電圧も有しており、比較器91は例
えばカリフォルニア州サンタクララのナショナルセミコ
ンダクタコーポレーションから得られるLM363型であれ
ばよい。 変調器70および変調器90の実施態様は、約80％又はそ
れ以上の効率を有する電源を提供する。この高効率は低
電力消費をもたらし、約8''×5''×2''の体積にも関わ
らず、電源は750Wのピーク電力を生成することが出来
る。変調器70および変調器90は、「オープンループ」で
動作する、すなわち、力を安定化するために、フィード
バック信号を必要としない。 上記の電源は、実効値10〜130Vの範囲の電圧で、1.10
以下の波高率、および好ましくは400kHzの範囲の周波数
を有する波形を手術器具の電極に供給する出力能力を有
する波形を与える。これらの電源は、一般に20オームよ
りも小さい低出力インピーダンスを有し、使用される電
気外科手術器具の型式および特定の操作状態に応じて、
最高７アンペアの電流（約700W）を目供給できる。 本発明の回路要素は「スティフ」、すなわち、出力電
圧は存在する負荷インピーダンスに伴ってあまり変化し
ないで、装置への電圧フィードバックは必要ない。従っ
て、電圧フィードバック信号が出力電圧を制御するため
に引き出された公知の電気外科手術用発電機とは異な
り、本発明の原理に従って作られる電源は、そのような
フィードバック回路要素を用いない。 図10を参照して、表２に記載した公知の電気外科手術
用発電機のうちのいくつかと共に使用することが可能で
ある、改良回路を説明する。図10のクリッパ回路110
は、例えばネオムドモデル3000に接続するように設計さ
れており、さきに述べたような領域で電力出力を供給す
る。すなわち、低電圧で、１に近い波高率を有する高電
力電圧波形である。クリッパ回路110は、従来の電気外
科手術用発電機の出力電圧を下げつつ、正弧波形のピー
クを「クリップする」ことによりこの目的を達する。従
来の電気外科手術用発電機の入力波形が純粋な正弧波形
を有しているのに反し、クリッパ回路110は、波形周期
のその部分間は電気外科手術用器具に定電圧レベルを供
給し、それによって結果として得られる最終的な出力波
形が１に近くかつ一般的には1.10よりも小さい波高率を
有することになる。 クリッパ回路110は、それが接続された電気外科手術
用器具の観点から出力インピーダンスも減少させる。イ
ンピーダンスは電圧の二乗に比例するので、一般的に、
約2000Vから200Vの出力電圧（表２を参照）が1/10に減
少すると、電源のインピーダンスでは1/100に減少す
る。従って、400オームの出力インピーダンスを有する
従来の電源が、本発明のクリッピング回路110を通して
電気外科手術器具に接続された場合、わずか４オームの
出力インピーダンスを有するだろう。従って、クリッパ
回路110で改良された公知の電気外科手術用発電機の出
力電圧は、図２および図３に関連して先に述べた、イン
ピーダンスマッチによる電圧のずれの対象ではないだろ
う。 クリッピング回路110は入力端子111および112で、例
えば表２で示されたものの１つのような公知の電気外科
手術用発電機の出力から、高電圧交流入力電力信号を受
け取り、出力端子115および116から、低電圧および低波
高率交流出力電力を供給する。電気外科手術器具は、出
力端子115aおよび115bに接続される。まず最初に電圧を
望ましい出力レベルまで大かまに下げ、次に、典型的に
は正弦波新極であるもののピーク近くをクリップして、
低波高率波形を生成することによって入力信号は出力信
号に変換される。クリッパ回路110は、極性に敏感な要
素−−トランジスタおよびダイオード−−を用いるの
で、印加される電力は、これらの要素を逆バイアスしな
いように、最初に整流されなければならない。 入力信号は、ノード115および116で、変圧器117によ
って低いピータ−ピーク電圧レベルにステップダウンさ
れる。ノード115と116との間の電圧は、２次巻線119の
巻数と１次巻線118の巻数との比によって決まる。好ま
しくは、さまざまな入力電圧レベル、つまり表２に記載
したさまざまな電気外科手術用電源を受け入れるため
に、それぞれが異なる１次対２次の比を有している複数
のタップ120が設けられる。従って、ダウン率は、適切
なタップを選ぶことによって、例えばスイッチ120aによ
って、調節できる。もし電圧入力信号が十分に下げられ
なければ、クリッピング中により大量の電力が消費さ
れ、低波高率は生成するものの、改良された電源として
は比較的低い変換効率になる。その一方で、もし高いダ
ウン率を選択すれば、クリッピングがほとんど起こら
ず、出力信号は比較的高い波高率を有するものの、比較
的高い変換率が得られる。 動作状態において、ノード115と116の間のステップダ
ウンされた交流波形は、ダイオード121、122、123およ
び124により整流される。ノード115の電圧がノード116
の電圧よりも高いとき、ダイオード121および124がON
し、ノード115の信号をノード113および114へ伝達す
る。選択されたツェナーダイオード125の降伏電圧より
も低い電圧に対しては、トランジスタ128のベースには
わずかな電流のみ流れるが、これはノード113と114の間
の高インピーダンスを意味する。従って、電流は主に出
力端子115aと116aおよび電気外科手術器具そしてその問
にある組織を流れる。逆バイアスダイオード122および1
23には電流は流れない。波形サイクルの後半で交流波形
の極性がシフトしているときは、低電流がダイオード12
2、123およびピーククリッピング要素を流れる。その
時、逆バイアスダイオード121および124に、電流は流れ
ない。 出力端子115aと116aの間に供給される最大出力電圧
は、それぞれが異なる降伏電圧を有しているツェナーダ
イオード125の１つをスイッチ126で選択することにより
決められる。ノード113の電圧が選ばれた１つのツェナ
ーダイオード125のツェナー降伏電圧（通常、30〜100ボ
ルトの範囲）まで上昇すると、電流はこのダイオードを
通じてベース127へ流れ、トランジスタ128をONする。ON
時には、トランジスタ128は、出力端子115aと116aの間
よりもインピーダンスの低い流路をノード113からノー
ド114の間に形成する。トランジスタ128がONすると、こ
れは電流を出力端子から切り変える働きをし、端子115a
と115bの間の電圧が上昇するのを防ぐ。もし、この電圧
が上がり始めれば、選ばれた１つのツェナーダイオード
125が追加の電流をベース127に流し、さらにトランジス
タ128をONにし、よってそのインピーダンスを下げて、
より多くの電流を流すようにする。電流の流れが多くな
るほど、端子115aと116aの間の電圧をより低く引き下げ
る。 ノード115、そしてその結果出力端子113の電圧が下が
るとき、出力端子115aの電圧は交流サイクルの後半まで
一定のままである。ツェナーダイオード125の選ばれた
１つは、それから電流をベース127に流すのを止め、ト
ランジスタ128をOFFにする。この時点で、トランジスタ
128のエミッタ−ベース接合は、抵抗129を通して放電す
る。クリッピング回路110の対称性のため、ノード116の
電圧がツェナー降伏電圧まで上昇すると、出力端子116a
の電圧出力は同様にクリッピングされる。従来の電気外
科手術用発電機からの入力電圧波形から改良型回路の出
力電圧波形への変成を、図11に示す。 クリッピング回路110の好ましい実施態様において、
変圧器117の複数のタップ120は、4:1〜7:1の範囲の１次
と２次の巻線比を有しており、これによって、電圧は４
〜７倍の減少となる。ダイオード121、122、123および1
24は定格6Aで、ブリッシ整流器として普通にパッケージ
されていてもよい。トランジスタ128は20Aの容量を有す
るnpnトランジスタで、例えばイリノイ州シャンバーグ
のモトローラコーポレーションのPN2SC8281であっても
よい。抵抗129は620Ωの抵抗値を有している。 血餅蓄積及び付着の問題を起こすことなく、組織内に
止血を生じさせることは、従来の電気外科手術器具（例
えば図４および図５の鉗子またはグラスパー）、表２に
与えられたリストから選ばれた電気外科手術用発電機、
および例えばクリッピング回路110のような本発明の原
理に従って作られた改良型回路を用いて実現できると考
えられる。そして、改良型回路は、発電機出力と電気外
科手術器具との間に接続されてもよい。この構成は、あ
る外科手術処置において満足できる働きを提供すると信
じられるが、それにもかかわらず、使用される従来のES
発電機によって達成できる電力出力によって制限され
る。出願人によって開発されたメッツェンバウム型止血
性バサミを駆動するためには、図７〜図９に関して先に
述べたよりもよりロバストな電源が、より満足のいく結
果を与えるであろう。 本発明が、ここに挙げられた実施態様以外によっても
実行できることは当業者にとって明らかであり、これら
の実施態様は、実施例を挙げる目的で示されたものであ
って制限のためではなく、本発明は、以下に続く請求の
範囲によってのみ制限される。
【発明の効果】
公知な電気外科手術装置の使用を妨げてきた血餅の蓄
積および付着の問題を克服する電源、および電気外科手
街システムが提供される。 ［図面の簡単な説明］
【図１】 図１は、本発明に従って作られる、実施例の電気外科
手術器具の斜視図である。
【図２】 図２は、出願人の研究で観察された組織インピーダン
スと温度の模式図である。
【図３】 図３は、本発明の実施例の電源と典型的な公知の電源
との電気的出力特性の比較を示す図である。
【図４Ａ】 本発明の装置と共に使用するのに適切な二極電気外科
手術用鉗子の側面図である。
【図４Ｂ】 本発明の装置と共に使用するのに適切な二極電気外科
手術用鉗子の断面図である。
【図５】 図５は、本発明の装置と共に使用するのに適当な二極
グラスパーの斜視図である。
【図６】 図６は、本発明に従った定電圧電源の好ましい実施態
様のブロック図である。
【図７】 図７は、本発明にしたがった定電圧電源のための変調
回路の好ましい実施態様の簡略化した回路図である。
【図８】 図８は、図７の変調回路の第１の実施態様の詳細な回
路図である。
【図９】 図９は、図７の変調回路の別の実施態様の詳細な回路
図である。
【図１０】 図10は、いくつかの公知の電源の共に使用し、本発明
に従ってこれらの装置から電力プロファイルを生成する
ための、改良型装置の回路図である。
【図１１】 図11は、図10の改良型装置から得られた入力と出力の
電圧波形の比較を示す図である。
【符号の説明】
10 装置 11 メス 12 ハサミ 13 グラスパー 14 電源 15 ケーブル 20 二極鉗子 21、22 支持部材 23 ピボット 24 ハンドル 25、26 末端 27 端子 28、29 電極部分 31 絶縁被覆 40 グラスパー 41、42 支持部材 43 分岐部 44 絶縁材料 45 ストップ 50 電源 51 入力端子 52 変調器 53 発電機 54 出力端子 55 インバータ 60 スイッチ 61 電力供給ノード 62 インダクタ 63 変調器出力 65 ダイオード 66 スイッチノード 70、90 変調器 110 クリッパ回路 111、112 入力端子 113、114、115、116 ノード 115a、116a 出力端子 117 変圧器 118 １次巻線 119 ２次巻線 120 タップ 121、122、123、124 ダイオード 125 ツェナーダイオード 126 スイッチ 127 ベース 128 トランジスタ 129 抵抗
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 デネン，デニス ジェイ. アメリカ合衆国 オハイオ 43229 コ ロンバス，ハースストーン アベニュー 6513 (72)発明者 イガーズ，フィリップ イー. アメリカ合衆国 オハイオ 43017 ダ ブリン，リザーブ ドライブ 5366 (72)発明者 ニトル，ジョン ジェイ. アメリカ合衆国 オハイオ 43081 ウ エスタービル，ウルリー ロード 5380 (72)発明者 ラムジー，レイモンド シー. アメリカ合衆国 オハイオ 43214 コ ロンバス，オーチャード レイン 120 (72)発明者 ショー，ロバート エフ. アメリカ合衆国 カリフォルニア 94108 サンフランシスコ，テイラー ストリート 1750 (56)参考文献 実開 昭55−5927（ＪＰ，Ｕ) 米国特許4492231（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 18/12

Claims (13)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】手術中に組織の止血を生じさせるための電
    極を有する電気外科手術器具と共に使用される電源であ
    って、該組織のインピーダンスより小さい出力インピー
    ダンスを有し、そして実質的に負荷インピーダンスに依
    存しない実質的に一定な交流出力電圧信号を、該電極
    に、該出力電圧が該負荷インピーダンスに伴って有意に
    は変化しないように供給し、実効値120V以下で1.41より
    小さい波高率を有する電圧波形を供給する、電源。
  2. 【請求項２】20オーム以下の出力インピーダンスを有す
    る回路要素をさらに備える、請求項１に記載の電源。
  3. 【請求項３】前記電圧波形が100kHz〜2MHzの間の周波数
    で交番する、請求項２に記載の電源。
  4. 【請求項４】請求項１に記載の電源であって、 選択可能な直流電圧を供給するための変調器出力を有す
    る変調器手段と、 第１の周波数で交流波形を生成する発電機手段と、 インバータ手段と、 を備えており、 該インバータ手段が、 該変調器出力に接続された第１の入力手段と、 該発電機手段に接続された第２の入力手段と、 出力手段と、 を有しており、 該インバータ手段が、 該第１の入力手段を介して該変調器手段から該選択可能
    な直流電圧を受取り、かつ該第２の入力手段を介して該
    発電機手段から該交流波形を受け取り、 実質的に一定のピーク−ピーク出力電圧が該交流波形に
    比例する波形と該選択可能な直流電圧に比例するピーク
    −ピーク電圧とを有するように、該インバータ手段が、
    該実質的に一定のピーク−ピーク出力電圧を該出力手段
    に供給する、電源。
  5. 【請求項５】前記発電機手段で生成される前記交流波形
    が方形波である、請求項４に記載の電源。
  6. 【請求項６】電圧波形出力を生成するための電気外科手
    術用発電機と共に使用される装置であって、該装置はク
    リッピング回路を備え、該発電機の電圧波形出力を、出
    力電圧実効値120V以下で1.41より小さい波高率を有する
    ようにクリッピングされた電圧波形に変換し、それによ
    って該発電機の出力インピーダンスを低減する、装置。
  7. 【請求項７】一対の電極を有する電気外科手術器具と共
    に使用される請求項６に記載の装置であって、前記クリ
    ッピング回路が、 １次及び２次の巻線を有し、前記電気手術用発電機の電
    圧出力が該１次巻線に印加される、変圧器と、 該第２次巻線に接続され、前記クリッピングされた電圧
    波形を供給するための第１及び第２の出力ノードを有し
    ている、整流ブリッジと、 該第１及び第２の出力ノードに接続されて該第１及び第
    ２の出力ノードの間の電圧を制御する、手段と、 を備え、 該電気外科手術器具の該一対の電極が該出力ノードに接
    続されるように適合される、装置。
  8. 【請求項８】前記第１及び第２の出力ノードの間の電圧
    を制御する前記手段が、 ベースとエミッタとコレクタとを有するトランジスタで
    あって、該コレクタが該第１の出力ノードに接続され、
    該エミッタが該第２の出力ノードに接続された、トラン
    ジスタと、 あらかじめ決まった降伏電圧を有するダイオードであっ
    て、該ダイオードの陰極が該コレクタに接続され、該ダ
    イオードの陽極が該ベースに接続され、該降伏電圧が前
    記クリッピングされた電圧波形の実効値及び波高率を決
    定する、ダイオードと、 該トランジスタのベース及び該第２の出力ノードに接続
    された、抵抗と、 を備える、請求項７に記載の装置。
  9. 【請求項９】前記２次巻線が、利用者が選択可能な複数
    タップをさらに備え、該複数タップのそれぞれが１次巻
    線と２次巻線の異なる比に対応している、請求項７に記
    載の装置。
  10. 【請求項１０】前記第１及び第２の出力ノードの間の前
    記クリッピングされた電圧波形を制御する前記手段が、
    利用者が選択可能な複数のダイオードを備え、該複数の
    ダイオードのそれぞれが異なる降伏電圧を有しており、
    ゆえに前記電気外科手術用発電機の出力電圧波形のクリ
    ッピングの程度が変更可能な、請求項７に記載の装置。
  11. 【請求項１１】前記波高率が１〜1.10の範囲である、請
    求項１に記載の電源。
  12. 【請求項１２】前記発電機手段で生成される前記交流波
    形が、１〜1.10の範囲の波高率を有する、請求項４に記
    載の電源。
  13. 【請求項１３】前記波高率が１〜1.10の範囲である、請
    求項６に記載の装置。
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