JPH07412A - 連続モニタを有する医療装置の電流センサ - Google Patents
連続モニタを有する医療装置の電流センサInfo
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1487—Trocar-like, i.e. devices producing an enlarged transcutaneous opening
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- A61B18/1206—Generators therefor
- A61B18/1233—Generators therefor with circuits for assuring patient safety
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は電気伝導体の負荷の端部に配送され
る電流を取扱う医療システムおよび計器に関し、医療機
器の電源から負荷まで配送される電流の正確な測定を可
能ならしめることを目的とする。 【構成】 この電流感知装置は基準電気伝導体２２およ
び減算器２４を有し、この基準電気伝導体は主電気伝導
体１４の近傍に配置され、好ましくは長さ方向に沿っ
て、より合わせてあることが望ましい。そして基準電気
伝導体は、負荷から基準電気伝導体を実効的に絶縁する
ような値の負荷の抵抗を介して医療機器負荷１２へ接続
されている。減算器は、分布キャパシタンスの影響を相
殺するため、医療機器に流れる合計負荷電流から基準電
気伝導体を通って流れる電流を減算する。それにより、
供給電流に対応する電流測定が達成される。
る電流を取扱う医療システムおよび計器に関し、医療機
器の電源から負荷まで配送される電流の正確な測定を可
能ならしめることを目的とする。 【構成】 この電流感知装置は基準電気伝導体２２およ
び減算器２４を有し、この基準電気伝導体は主電気伝導
体１４の近傍に配置され、好ましくは長さ方向に沿っ
て、より合わせてあることが望ましい。そして基準電気
伝導体は、負荷から基準電気伝導体を実効的に絶縁する
ような値の負荷の抵抗を介して医療機器負荷１２へ接続
されている。減算器は、分布キャパシタンスの影響を相
殺するため、医療機器に流れる合計負荷電流から基準電
気伝導体を通って流れる電流を減算する。それにより、
供給電流に対応する電流測定が達成される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、電気ケーブルまたは電
気外科用套（とう）管針（ｔｒｏｃａｒ）および高周波
切除装置を含むがこれに限定されるものではない他の電
気伝導体の負荷の端部に配送される電流を取扱う医療シ
ステムおよび計器に関し、特に、配送される電流の量を
決定する電流感知装置に関するものである。
気外科用套（とう）管針（ｔｒｏｃａｒ）および高周波
切除装置を含むがこれに限定されるものではない他の電
気伝導体の負荷の端部に配送される電流を取扱う医療シ
ステムおよび計器に関し、特に、配送される電流の量を
決定する電流感知装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】ケー
ブルのような電気伝導体の末端部に配送される電流の量
を決定することが必要な場合がしばしばある。例えば、
米国特許出願第０８／００９，５９８号「コネクタケー
ブルを含む医療装置の電流センサ」、出願１９９３年１
月２７日、米国特許出願第０７／９０１，０２４号「バ
イポーラ電極を有する電気外科とう管針アセンブリ」、
１９９２年６月１９日出願、米国特許出願第０７／８５
３，１４９号、「電気外科用とう管針アセンブリ」、１
９９２年３月１７日出願、（これ等の出願はいずれも米
国における本件対応出願の関連出願である）の内容はこ
こに総合されて、電気外科とう管針アセンブリを開示し
ている。そして、この中においてはとう管針はケーブル
によって電気外科発電機に接続された電気外科の切断要
素を具備している。そして１つの好適実施例として、と
う管針の先端が例えば腹膜を含む身体の空洞の壁を通し
て貫通するとき、電気外科発電機を制止することが望ま
しい。
ブルのような電気伝導体の末端部に配送される電流の量
を決定することが必要な場合がしばしばある。例えば、
米国特許出願第０８／００９，５９８号「コネクタケー
ブルを含む医療装置の電流センサ」、出願１９９３年１
月２７日、米国特許出願第０７／９０１，０２４号「バ
イポーラ電極を有する電気外科とう管針アセンブリ」、
１９９２年６月１９日出願、米国特許出願第０７／８５
３，１４９号、「電気外科用とう管針アセンブリ」、１
９９２年３月１７日出願、（これ等の出願はいずれも米
国における本件対応出願の関連出願である）の内容はこ
こに総合されて、電気外科とう管針アセンブリを開示し
ている。そして、この中においてはとう管針はケーブル
によって電気外科発電機に接続された電気外科の切断要
素を具備している。そして１つの好適実施例として、と
う管針の先端が例えば腹膜を含む身体の空洞の壁を通し
て貫通するとき、電気外科発電機を制止することが望ま
しい。
【０００３】これ等の応用例に開示されたように、この
配送された電流は貫通が達成されたとき変化するから、
このことは電気外科の発電機によって配送される電流を
感知することによってなされ得る。また、好ましい他の
１つの例は、電気外科電流のしっかりと制御された配送
を必要とする高周波（ｒ．ｆ．）切除処置に関してであ
る。本発明は、ケーブルのような伝導体の末端における
負荷に配送される交流電流の量を知ることが必要な状態
に適用可能であるということを理解されるべきであるけ
れども、本発明は電気外科のとう管針装置に特に関係し
て以下述べられる。
配送された電流は貫通が達成されたとき変化するから、
このことは電気外科の発電機によって配送される電流を
感知することによってなされ得る。また、好ましい他の
１つの例は、電気外科電流のしっかりと制御された配送
を必要とする高周波（ｒ．ｆ．）切除処置に関してであ
る。本発明は、ケーブルのような伝導体の末端における
負荷に配送される交流電流の量を知ることが必要な状態
に適用可能であるということを理解されるべきであるけ
れども、本発明は電気外科のとう管針装置に特に関係し
て以下述べられる。
【０００４】より詳細に解決されるべき課題を考慮する
と、電気外科発電機によって発生される電流出力のよう
に、配送される電流が高周波で高電圧であると、発電機
によって発生される合計電流の測定は、電気接続ケーブ
ルの末端に配送される実際の電流を実際に示さない。不
一致または誤差は発電機の電流帰路に対する分布静電容
量による。電流はケーブルの全長に沿って流れ、電流の
量は電圧、周波数、接地（または帰路）に対する分布容
量およびケーブル長によって決定される。
と、電気外科発電機によって発生される電流出力のよう
に、配送される電流が高周波で高電圧であると、発電機
によって発生される合計電流の測定は、電気接続ケーブ
ルの末端に配送される実際の電流を実際に示さない。不
一致または誤差は発電機の電流帰路に対する分布静電容
量による。電流はケーブルの全長に沿って流れ、電流の
量は電圧、周波数、接地（または帰路）に対する分布容
量およびケーブル長によって決定される。
【０００５】このようにして、図１０に示されるよう
に、電気外科発電機はＧで示され、負荷インピーダンス
（例えば、電気外科電極または切除要素によって手術さ
れる組織のインピーダンス）はＺL で示され、接地に対
する分布容量を表すシャントインピーダンス、すなわち
「リーケージ」容量がＺcaで示される。発電機の電圧を
Ｖとすると、全電流Ｉt は式Ｉt ＝Ｖ／Ｚca＋Ｖ／ＺL
によって表される。負荷に配送される電流はＶおよびＩ
t を測定し、静電容量の効果を減ずることによって得ら
れるけれども、多くの場合特に電気外科においては、容
量は知られておらず、予測できない態様でケーブルの位
置とともに実際に変化する、そして、それによって、ケ
ーブル端の発電機における簡単な電流測定を不正確にす
る。
に、電気外科発電機はＧで示され、負荷インピーダンス
（例えば、電気外科電極または切除要素によって手術さ
れる組織のインピーダンス）はＺL で示され、接地に対
する分布容量を表すシャントインピーダンス、すなわち
「リーケージ」容量がＺcaで示される。発電機の電圧を
Ｖとすると、全電流Ｉt は式Ｉt ＝Ｖ／Ｚca＋Ｖ／ＺL
によって表される。負荷に配送される電流はＶおよびＩ
t を測定し、静電容量の効果を減ずることによって得ら
れるけれども、多くの場合特に電気外科においては、容
量は知られておらず、予測できない態様でケーブルの位
置とともに実際に変化する、そして、それによって、ケ
ーブル端の発電機における簡単な電流測定を不正確にす
る。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明においては、接続
ケーブルの分布静電容量または電源と負荷の間の他の接
続の影響のために、電源側における電流の直接の測定が
不正確になる上述のような環境において、医療計器の電
源から負荷まで実際に配送される電流の正確な測定を可
能ならしめる電流感知装置が提供される。
ケーブルの分布静電容量または電源と負荷の間の他の接
続の影響のために、電源側における電流の直接の測定が
不正確になる上述のような環境において、医療計器の電
源から負荷まで実際に配送される電流の正確な測定を可
能ならしめる電流感知装置が提供される。
【０００７】本発明の好適な実施例においては、電源か
ら医療機器に電流を供給するための主伝導体の末端に接
続された医療機器において形成された負荷へ電源から配
送される交流電流を感知するための電流感知装置が提供
される。該装置においては、主伝導体と電源への帰路の
間の分布静電容量が、医療機器負荷に配送される電流の
正確な測定から主伝導体の電源端における電流の測定を
妨げる。そして、前記電流感知装置は、長手方向に沿っ
て主電気伝導体の近傍に排列され、基準電気伝導体を介
して流れる電流が本質的に分布容量に関連するように、
負荷から基準電気伝導体を効果的に絶縁する量の負荷イ
ンピーダンスを介して、前記医療機器負荷に接続された
基準電気伝導体と、分布静電容量の効果を相殺し、それ
により、医療機器負荷に配送される電流に対応する電流
測定を行う、前記基準伝導体を介して流れる電流を、前
記医療機器に流れる合計負荷電流から減算する減算手段
とを具備する。
ら医療機器に電流を供給するための主伝導体の末端に接
続された医療機器において形成された負荷へ電源から配
送される交流電流を感知するための電流感知装置が提供
される。該装置においては、主伝導体と電源への帰路の
間の分布静電容量が、医療機器負荷に配送される電流の
正確な測定から主伝導体の電源端における電流の測定を
妨げる。そして、前記電流感知装置は、長手方向に沿っ
て主電気伝導体の近傍に排列され、基準電気伝導体を介
して流れる電流が本質的に分布容量に関連するように、
負荷から基準電気伝導体を効果的に絶縁する量の負荷イ
ンピーダンスを介して、前記医療機器負荷に接続された
基準電気伝導体と、分布静電容量の効果を相殺し、それ
により、医療機器負荷に配送される電流に対応する電流
測定を行う、前記基準伝導体を介して流れる電流を、前
記医療機器に流れる合計負荷電流から減算する減算手段
とを具備する。
【０００８】前記電流感知装置は、さらに、前記基準伝
導体は完全であるかどうかを感知する検出手段を含むこ
とが好ましい。好適実施例においては、前記インピーダ
ンスの値は知られた値であり、前記検出手段は前記基準
伝導体を介して流れる電流を感知するためのインピーダ
ンス測定装置を具備する。前記インピーダンス測定装置
は、主伝導体および基準伝導体を横切って接続された回
路を具備し、固定電圧源を含み、かつ、固定電圧源と直
列に接続された電流測定装置を具備すると好都合であ
る。
導体は完全であるかどうかを感知する検出手段を含むこ
とが好ましい。好適実施例においては、前記インピーダ
ンスの値は知られた値であり、前記検出手段は前記基準
伝導体を介して流れる電流を感知するためのインピーダ
ンス測定装置を具備する。前記インピーダンス測定装置
は、主伝導体および基準伝導体を横切って接続された回
路を具備し、固定電圧源を含み、かつ、固定電圧源と直
列に接続された電流測定装置を具備すると好都合であ
る。
【０００９】交流電流を配送する電源からの誘導直流電
流を絶縁するため、複数のキャパシタは主および基準伝
導体と直列に接続されることが好ましい。減算手段は、
磁気減算装置を具備することが好ましい。磁気減算装置
は、変流器の出力が主および基準伝導体を通って流れる
電流の差に関係があるように、第１の方向にその変流器
を貫通して伸びている主伝導体と反対の方向にその変流
器を貫通して伸びている基準伝導体を有する変流器を具
備すると好都合である。
流を絶縁するため、複数のキャパシタは主および基準伝
導体と直列に接続されることが好ましい。減算手段は、
磁気減算装置を具備することが好ましい。磁気減算装置
は、変流器の出力が主および基準伝導体を通って流れる
電流の差に関係があるように、第１の方向にその変流器
を貫通して伸びている主伝導体と反対の方向にその変流
器を貫通して伸びている基準伝導体を有する変流器を具
備すると好都合である。
【００１０】本発明の他の特徴および利点は以下の本発
明の好適実施例の詳細な記載に述べられまたは明らかに
されている。
明の好適実施例の詳細な記載に述べられまたは明らかに
されている。
【００１１】
【実施例】図１を参照して、電流感知装置の１つの好適
実施例または電気外科とう管針（ｔｒｏｃａｒ）アセン
ブリに統合された本発明のシステムのブロック図が提供
される。とう管針アセンブリは、電気外科装置または、
接続配線または接続ケーブル１６の伝導体１４を用いた
上述の応用に開示されたような電気外科とう管針１２に
接続された発電機（ＥＳＵ）１０を含んでいる。ＥＳＵ
１０は休止またはカットオフ回路１８を含み、この回路
は、例えば、上述の応用に記載されたものに対応し、ま
た、ＥＳＵ１０の休止を提供する。すなわち、問題の
（例えば腹壁）空洞の壁を通してとう管の先端の貫通時
にＥＳＵ１０からのとう管針１２に配送される電源の中
止またはカットオフを行う。この実施例においては、別
個の制御装置または制御ボックスが提供されているけれ
ども、電流感知ユニット２０はＥＳＵ１０と一緒に配置
されている。
実施例または電気外科とう管針（ｔｒｏｃａｒ）アセン
ブリに統合された本発明のシステムのブロック図が提供
される。とう管針アセンブリは、電気外科装置または、
接続配線または接続ケーブル１６の伝導体１４を用いた
上述の応用に開示されたような電気外科とう管針１２に
接続された発電機（ＥＳＵ）１０を含んでいる。ＥＳＵ
１０は休止またはカットオフ回路１８を含み、この回路
は、例えば、上述の応用に記載されたものに対応し、ま
た、ＥＳＵ１０の休止を提供する。すなわち、問題の
（例えば腹壁）空洞の壁を通してとう管の先端の貫通時
にＥＳＵ１０からのとう管針１２に配送される電源の中
止またはカットオフを行う。この実施例においては、別
個の制御装置または制御ボックスが提供されているけれ
ども、電流感知ユニット２０はＥＳＵ１０と一緒に配置
されている。
【００１２】上述のように、電流の感知がＥＳＵで（ま
たはリモート制御箱で）行われるシステムにとって重要
な問題は、含まれた周波数において、接続ケーブル１６
は切り止め点の検出を困難にするかなり大きい変化する
「漏れ」インピーダンスを提供する。図１の実施例およ
び図２に概略示され、かつ図３から図５によれば、基準
配線すなわち伝導体２２はまたケーブル１６の中に、す
なわち、近傍かつ接近して連結されているとう管針１２
へ高周波電流を搬送する線１４と並列に与えられる。し
かし、とう管針１２の切除要素１２ａには接続されてい
ない。結局電流センサ２０は、「ホット」（主）配線す
なわち伝導体１４と、基準配線すなわち伝導体２２によ
ってわかる負荷条件の間の相違を検知することができ
る。
たはリモート制御箱で）行われるシステムにとって重要
な問題は、含まれた周波数において、接続ケーブル１６
は切り止め点の検出を困難にするかなり大きい変化する
「漏れ」インピーダンスを提供する。図１の実施例およ
び図２に概略示され、かつ図３から図５によれば、基準
配線すなわち伝導体２２はまたケーブル１６の中に、す
なわち、近傍かつ接近して連結されているとう管針１２
へ高周波電流を搬送する線１４と並列に与えられる。し
かし、とう管針１２の切除要素１２ａには接続されてい
ない。結局電流センサ２０は、「ホット」（主）配線す
なわち伝導体１４と、基準配線すなわち伝導体２２によ
ってわかる負荷条件の間の相違を検知することができ
る。
【００１３】上述のように、この基準配線２２の配列は
また図２に概略示される。図２は図１０と同様な概略回
路図であり、同様な表記が用いられている。図解されて
いるように、第２のすなわち基準伝導体２２は主すなわ
ち「ホット」伝導体１４に最も近く、基準配線２２から
発電機１０の電流帰路に連結された電流が基準配線２２
の終端以外で主伝導体１４から発電機１０の電流帰路へ
連結された電流に等価であるように配置される。このこ
とを達成するための好適な技術は両伝導体１４および２
２を発電機電流源へ接続し、その伝導体１４および２２
を一緒により合わせることにある。
また図２に概略示される。図２は図１０と同様な概略回
路図であり、同様な表記が用いられている。図解されて
いるように、第２のすなわち基準伝導体２２は主すなわ
ち「ホット」伝導体１４に最も近く、基準配線２２から
発電機１０の電流帰路に連結された電流が基準配線２２
の終端以外で主伝導体１４から発電機１０の電流帰路へ
連結された電流に等価であるように配置される。このこ
とを達成するための好適な技術は両伝導体１４および２
２を発電機電流源へ接続し、その伝導体１４および２２
を一緒により合わせることにある。
【００１４】上記説明のように、主電気伝導体１４のみ
は実際に負荷（ＺL ）へ末端において接続され、第２の
伝導体は負荷の直前で終端されている。第２すなわち基
準伝導体２２は接地に対してインピーダンスＺcbを漏れ
静電容量のため、すなわち分布結合容量のために有す
る。第２の伝導体２２が伝導体１４の端部に近ければ近
い程、容量結合を介しての電流損失は多くなる。なぜな
らば、両方の電流損失が等しくなった時、その先端へ配
送される合計電流は、上述のように、主配線１４におけ
る全電流から第２の配線２２における漏れ電流を減算す
ることによって決定される。すなわちＩL ＝Ｉ1 −Ｉcb
となる。なぜならば、Ｉ1 およびＩcbは正確にケーブル
１６の発電機側で測定され得るから、もしＩcb＝Ｉcaが
確実であれば、ＩL はＩcbをＩ1 から差引くことによっ
て確かめられ得る。
は実際に負荷（ＺL ）へ末端において接続され、第２の
伝導体は負荷の直前で終端されている。第２すなわち基
準伝導体２２は接地に対してインピーダンスＺcbを漏れ
静電容量のため、すなわち分布結合容量のために有す
る。第２の伝導体２２が伝導体１４の端部に近ければ近
い程、容量結合を介しての電流損失は多くなる。なぜな
らば、両方の電流損失が等しくなった時、その先端へ配
送される合計電流は、上述のように、主配線１４におけ
る全電流から第２の配線２２における漏れ電流を減算す
ることによって決定される。すなわちＩL ＝Ｉ1 −Ｉcb
となる。なぜならば、Ｉ1 およびＩcbは正確にケーブル
１６の発電機側で測定され得るから、もしＩcb＝Ｉcaが
確実であれば、ＩL はＩcbをＩ1 から差引くことによっ
て確かめられ得る。
【００１５】上記参照した減算を行うために数種の方法
が用いられる。図１の実施例においては、図３の概略回
路図に図解されるように変流器２４を用いた磁気減算に
よってなし得る。特に、主伝導体１４は変流器２４を貫
通して与えられた方向に配置され、一方第２のすなわち
基準伝導体２２は同じ変流器２４を貫通して、図３で図
解したように反対の方向に配置される。変流器２４の出
力は、このようにして主伝導体１４と第２の伝導体２２
の電流の差となり、すなわち負荷ＺL （切除要素１２
ａ）に配送された電流である。この電流が電流センサ２
０によって感知された電流であって、締め切り回路１８
を制御するため用いられる。
が用いられる。図１の実施例においては、図３の概略回
路図に図解されるように変流器２４を用いた磁気減算に
よってなし得る。特に、主伝導体１４は変流器２４を貫
通して与えられた方向に配置され、一方第２のすなわち
基準伝導体２２は同じ変流器２４を貫通して、図３で図
解したように反対の方向に配置される。変流器２４の出
力は、このようにして主伝導体１４と第２の伝導体２２
の電流の差となり、すなわち負荷ＺL （切除要素１２
ａ）に配送された電流である。この電流が電流センサ２
０によって感知された電流であって、締め切り回路１８
を制御するため用いられる。
【００１６】もし第２の伝導体１６が破壊されると、電
流の読み取りが不正確になるということは注目すべきこ
とである。この理由により、本発明はまた第２の伝導体
２２が完全であるか否かを決定する技術の提供に関する
ものである。特に、ＥＰＵ１０の動作が開始した時、も
し第２すなわち基準伝導体２２における電流の最低レベ
ルが感知されないと、電流を感知し、電気外科発電機１
０（図１における装置１８および２０によって概略示さ
れる）を制御する制御器は警報信号を発生し、電気外科
発電機１０の電源を切るよう設定される。図１および３
の磁気減算実施例においては、これは図４に示されるよ
うに、単に第２の伝導体２２がそれを通過する変流器２
６を追加することによってなされる。
流の読み取りが不正確になるということは注目すべきこ
とである。この理由により、本発明はまた第２の伝導体
２２が完全であるか否かを決定する技術の提供に関する
ものである。特に、ＥＰＵ１０の動作が開始した時、も
し第２すなわち基準伝導体２２における電流の最低レベ
ルが感知されないと、電流を感知し、電気外科発電機１
０（図１における装置１８および２０によって概略示さ
れる）を制御する制御器は警報信号を発生し、電気外科
発電機１０の電源を切るよう設定される。図１および３
の磁気減算実施例においては、これは図４に示されるよ
うに、単に第２の伝導体２２がそれを通過する変流器２
６を追加することによってなされる。
【００１７】所望の電流減算を行う他の方法は図５に図
解される。図５は図３および４と類似であるが、図３お
よび４においては変流器２４がそれぞれの伝導体１４お
よび２２に接続されたインピーダンス２８および３０に
よって置き換えられる。差電圧増幅器３２および３４
は、それぞれのインピーダンス２８および３０の両端か
ら接続され、この２つの増幅器の出力はもう１つの差動
増幅器３６に接続される。このようにして、後者の出力
は負荷電流に比例した電圧Ｖ0 となる。伝導体２２が完
全であるか否かの監視は、第２の伝導体２２に配置され
たインピーダンス３０の両端の電圧そのものを測定する
ように、差電圧増幅器３４の出力に例えば出力接続３４
ａを追加することによって、図５の実施例でまた達成さ
れ得る。
解される。図５は図３および４と類似であるが、図３お
よび４においては変流器２４がそれぞれの伝導体１４お
よび２２に接続されたインピーダンス２８および３０に
よって置き換えられる。差電圧増幅器３２および３４
は、それぞれのインピーダンス２８および３０の両端か
ら接続され、この２つの増幅器の出力はもう１つの差動
増幅器３６に接続される。このようにして、後者の出力
は負荷電流に比例した電圧Ｖ0 となる。伝導体２２が完
全であるか否かの監視は、第２の伝導体２２に配置され
たインピーダンス３０の両端の電圧そのものを測定する
ように、差電圧増幅器３４の出力に例えば出力接続３４
ａを追加することによって、図５の実施例でまた達成さ
れ得る。
【００１８】図６を参照しつつ、上述の基本問題へのさ
らなる接近が図解される。この実施例においては、図６
で概略図解したように、電流センサ４０が主すなわち
「ホット」伝導体１４（参照されていない伝導体）の末
端に配置される。もし、センサ４０の出力が接地に対す
る静電容量によって影響を受けなければ、すなわち出力
がディジタル信号、光（光ファイバケーブルを通過し
た）、送信された高周波信号または電流に対応する直流
電圧であれば、負荷電流は正確に感知される。信号を使
用可能な電圧へ変換するための熱センサおよびサーミス
タ（またはサーモカップル）、直流電圧へ電流を変換す
る整流と平滑を行う変流器等を含めた電流センサの数多
くの異なった型の任意の１つが使用される。
らなる接近が図解される。この実施例においては、図６
で概略図解したように、電流センサ４０が主すなわち
「ホット」伝導体１４（参照されていない伝導体）の末
端に配置される。もし、センサ４０の出力が接地に対す
る静電容量によって影響を受けなければ、すなわち出力
がディジタル信号、光（光ファイバケーブルを通過し
た）、送信された高周波信号または電流に対応する直流
電圧であれば、負荷電流は正確に感知される。信号を使
用可能な電圧へ変換するための熱センサおよびサーミス
タ（またはサーモカップル）、直流電圧へ電流を変換す
る整流と平滑を行う変流器等を含めた電流センサの数多
くの異なった型の任意の１つが使用される。
【００１９】図７を参照して、発明の次の実施例が示さ
れる。図７は図１０に類似しており、同様な表示が用い
られる。図７は図１０と次の点で異なっている。すなわ
ち、前述の論議された問題を克服するために、スイッチ
装置またはスイッチ４２がケーブルの負荷端部に設けら
れる。すなわち終端に包含される負荷インピーダンスＺ
L として設けられる。動作において、スイッチ４２は開
いたままとされ、負荷電流を既知の零にされ、発電機Ｇ
（図１のＥＳＵ１０に対応する）は電圧を発生するよう
にされる。分布容量が一定であるように接続ケーブル
（例えばケーブル１６に対応するケーブル）の動きが最
小であると仮定すると、結果の電流は測定でき、基準レ
ベルとして用いられる。この基準電流レベルは、スイッ
チ４２が動作した（閉じた）時、合計発生電流から減算
される。そして、電流が負荷（そして分布容量）へ配送
される。開路スイッチ測定の結果はまた分布容量を計算
するため用いられることができ、計算値の結果は負荷に
配送される電流を決定するよう用いられる。
れる。図７は図１０に類似しており、同様な表示が用い
られる。図７は図１０と次の点で異なっている。すなわ
ち、前述の論議された問題を克服するために、スイッチ
装置またはスイッチ４２がケーブルの負荷端部に設けら
れる。すなわち終端に包含される負荷インピーダンスＺ
L として設けられる。動作において、スイッチ４２は開
いたままとされ、負荷電流を既知の零にされ、発電機Ｇ
（図１のＥＳＵ１０に対応する）は電圧を発生するよう
にされる。分布容量が一定であるように接続ケーブル
（例えばケーブル１６に対応するケーブル）の動きが最
小であると仮定すると、結果の電流は測定でき、基準レ
ベルとして用いられる。この基準電流レベルは、スイッ
チ４２が動作した（閉じた）時、合計発生電流から減算
される。そして、電流が負荷（そして分布容量）へ配送
される。開路スイッチ測定の結果はまた分布容量を計算
するため用いられることができ、計算値の結果は負荷に
配送される電流を決定するよう用いられる。
【００２０】図８を参照して、さらに重要な本発明の実
施例が示される。２つの伝導体１４および２２が負荷の
端部で接続されない状態で示された時、すなわち、伝導
体２２が負荷に接続されないで示された時、高抵抗を接
続することおよび基準伝導体２２と負荷の間に他のイン
ピーダンスを接続することによる同じ効果を本質的に発
生することが可能ということが前述の説明からわかるで
あろう。これは、図８の実施例においてなされたもので
あり、この実施例においては、伝導体２２が負荷ＺL に
既知の抵抗Ｒ１を介して接続されている。そして、この
既知の値は取消し回路に対して平明であるべく十分高い
抵抗値で、しかも、伝導体２２が完全であることを確実
にする取り消しまたは基準伝導体２２の監視を可能にす
るに十分低いものである。この実施例においては、キャ
パシタＣ１およびＣ２がまた、発電機１０からの誘導さ
れた直流電流を絶縁するために、図３および４に図解さ
れた基本回路に追加される。
施例が示される。２つの伝導体１４および２２が負荷の
端部で接続されない状態で示された時、すなわち、伝導
体２２が負荷に接続されないで示された時、高抵抗を接
続することおよび基準伝導体２２と負荷の間に他のイン
ピーダンスを接続することによる同じ効果を本質的に発
生することが可能ということが前述の説明からわかるで
あろう。これは、図８の実施例においてなされたもので
あり、この実施例においては、伝導体２２が負荷ＺL に
既知の抵抗Ｒ１を介して接続されている。そして、この
既知の値は取消し回路に対して平明であるべく十分高い
抵抗値で、しかも、伝導体２２が完全であることを確実
にする取り消しまたは基準伝導体２２の監視を可能にす
るに十分低いものである。この実施例においては、キャ
パシタＣ１およびＣ２がまた、発電機１０からの誘導さ
れた直流電流を絶縁するために、図３および４に図解さ
れた基本回路に追加される。
【００２１】図８の監視回路の連続性はまた図４のそれ
とは異なっている。図８の実施例においては、インピー
ダンス測定装置または回路４６がバッテリＢの形態で備
えられている。このバッテリは固定の直流電圧および電
流測定装置すなわち電流計Ａを備えている。そして、２
つの伝導体１４および２２に接続されている。抵抗Ｒ１
は装置の先端に付加されている。もしインピーダンス測
定装置４６が、Ｒ１は回路の中に接続され、正しい値で
あることを決定すれば（電流計Ａの読みによって決定さ
れる）、両伝導体１４および２２は完全であると見なさ
れる。
とは異なっている。図８の実施例においては、インピー
ダンス測定装置または回路４６がバッテリＢの形態で備
えられている。このバッテリは固定の直流電圧および電
流測定装置すなわち電流計Ａを備えている。そして、２
つの伝導体１４および２２に接続されている。抵抗Ｒ１
は装置の先端に付加されている。もしインピーダンス測
定装置４６が、Ｒ１は回路の中に接続され、正しい値で
あることを決定すれば（電流計Ａの読みによって決定さ
れる）、両伝導体１４および２２は完全であると見なさ
れる。
【００２２】適当なろ波と絶縁がなされておれば、イン
ピーダンス測定装置はまた交流電流を用いてよい結果が
得られるであろう。図８の図解された実施例のさらなる
変化によれば、第２の、分離した電流が、変流器２４の
直流飽和を妨げるように、インピーダンス測定装置４６
によって発生された電流に反対の極性の変流器２４を介
して提供され得る。
ピーダンス測定装置はまた交流電流を用いてよい結果が
得られるであろう。図８の図解された実施例のさらなる
変化によれば、第２の、分離した電流が、変流器２４の
直流飽和を妨げるように、インピーダンス測定装置４６
によって発生された電流に反対の極性の変流器２４を介
して提供され得る。
【００２３】図９を参照して、図８の実施例の特定の実
例が示される。図９の回路は絶縁された電源４８を含
み、電源４８は、変圧器Ｔ１、直列のダイオードＤ１お
よび３個の直列接続された抵抗Ｒ２，Ｒ３およびＲ４の
両端に接続された分路キャパシタＣ３、を含んでいる。
一対の演算増幅器Ａ１およびＡ２の入力は抵抗Ｒ２，Ｒ
３およびＲ４の間の接合点と、分岐接続を介して伝導体
２２へ接続される。図解されるように、電源４８の一方
側は抵抗Ｒ５とキャパシタＣ４を介して伝導体１４に接
続され、抵抗Ｒ５とキャパシタＣ４との接合点から伝導
体２２へ接続されている。演算増幅器Ａ１およびＡ２の
出力は電源４８の一方（抵抗Ｒ６を介して）とトランジ
スタＳ１のベースの間に接続される。トランジスタＳ１
のエミッタは電源４８の他方側に接続されている。トラ
ンジスタＳ１のコレクタは光源ＬＥＤ１と直列に接続さ
れている。光源ＬＥＤ１は抵抗Ｒ７を介して電源４８の
一方側に接続される。フォトトランジスタＰＴ１の光受
信部は光源ＬＥＤ１からの光を受信する。フォトトラン
ジスタＰＴ１のエミッタは接地され、そのコレクタは抵
抗Ｒ８を介して電源端子（＋５Ｖ）へ接続される。出力
は抵抗Ｒ８とフォトトランジスタＰＴ１のコレクタの接
続点から供給される。
例が示される。図９の回路は絶縁された電源４８を含
み、電源４８は、変圧器Ｔ１、直列のダイオードＤ１お
よび３個の直列接続された抵抗Ｒ２，Ｒ３およびＲ４の
両端に接続された分路キャパシタＣ３、を含んでいる。
一対の演算増幅器Ａ１およびＡ２の入力は抵抗Ｒ２，Ｒ
３およびＲ４の間の接合点と、分岐接続を介して伝導体
２２へ接続される。図解されるように、電源４８の一方
側は抵抗Ｒ５とキャパシタＣ４を介して伝導体１４に接
続され、抵抗Ｒ５とキャパシタＣ４との接合点から伝導
体２２へ接続されている。演算増幅器Ａ１およびＡ２の
出力は電源４８の一方（抵抗Ｒ６を介して）とトランジ
スタＳ１のベースの間に接続される。トランジスタＳ１
のエミッタは電源４８の他方側に接続されている。トラ
ンジスタＳ１のコレクタは光源ＬＥＤ１と直列に接続さ
れている。光源ＬＥＤ１は抵抗Ｒ７を介して電源４８の
一方側に接続される。フォトトランジスタＰＴ１の光受
信部は光源ＬＥＤ１からの光を受信する。フォトトラン
ジスタＰＴ１のエミッタは接地され、そのコレクタは抵
抗Ｒ８を介して電源端子（＋５Ｖ）へ接続される。出力
は抵抗Ｒ８とフォトトランジスタＰＴ１のコレクタの接
続点から供給される。
【００２４】図９の実施例の総合的な動作は図８の動作
に類似であり、変流器２４の動作は同じである。典型的
な模範実例において用いられた限定されない値は図９に
示される。ＥＳＵ（電源１０に対応する）は既に容量的
にその出力と絶縁されているから、図８のキャパシタＣ
２に対応するキャパシタは省略され図１において使用さ
れていないということは注意すべきである。
に類似であり、変流器２４の動作は同じである。典型的
な模範実例において用いられた限定されない値は図９に
示される。ＥＳＵ（電源１０に対応する）は既に容量的
にその出力と絶縁されているから、図８のキャパシタＣ
２に対応するキャパシタは省略され図１において使用さ
れていないということは注意すべきである。
【００２５】本発明は特定の模範的な実施例に関して記
載されたが、この発明の範囲と精神に反することなく、
変化と変形がこれらの模範的な実施例において行われ得
るということは当業者によって理解できるであろう。
載されたが、この発明の範囲と精神に反することなく、
変化と変形がこれらの模範的な実施例において行われ得
るということは当業者によって理解できるであろう。
【図１】本発明の第１の実施例の概略ブロック図であ
る。
る。
【図２】本発明の第１の実施例の図１０に類似の概略回
路図である。
路図である。
【図３】図２に類似の、ただし磁気減算装置を含む概略
回路図である。
回路図である。
【図４】図３に類似の、ただし基準伝導体完全検出器を
含む概略回路図である。
含む概略回路図である。
【図５】本発明の第１の実施例の他の１つの実例の、図
１０に類似の概略回路図である。
１０に類似の概略回路図である。
【図６】本発明のさらに１つの実施例の概略ブロック図
である。
である。
【図７】本発明のさらに他の実施例の図１０に類似の概
略回路図である。
略回路図である。
【図８】本発明のさらに他の実施例の図３および図４に
類似の概略回路図である。
類似の概略回路図である。
【図９】図８の実施例の特定な実例を示す回路図であ
る。
る。
【図１０】発電機から負荷へ配送される電流の測定にお
ける分布容量の効果を図解する概略回路図である。
ける分布容量の効果を図解する概略回路図である。
１０…発電機（ＥＳＵ） １２…とう管針 １２ａ…切除要素 １４…ホット伝導体（主配線） １６…ケーブル １８…カットオフ回路 ２０…電流センサ ２２…伝導体（基準配線） ２４…変流器 ２６…変流器 ２８…インピーダンス ３０…インピーダンス ３２…差動電圧増幅器 ３４…差動電圧増幅器 ３６…差動増幅器 ４０…電流センサ ４２…スイッチ ４６…インピーダンス測定装置 ４８…絶縁電源
Claims (7)
- 【請求項１】 電源から医療機器負荷に電流を供給する
主電気伝導体の末端部に接続された医療機器において形
成される負荷に、電源から配送される交流電流を感知す
る電流感知装置であって、前記主伝導体と電源への帰路
との間の分布静電容量が、前記主伝導体の電源端におけ
る電流の測定を、医療機器負荷に配送される電流の正確
な測定から妨げるものにおいて、前記電流感知装置は、
基準電気伝導体を通って流れる電流が本質的に分布静電
容量に関係するように、主電気伝導体の近傍にその長さ
方向に沿って排列され、かつ、負荷から基準電気伝導体
を実効的に電気的に絶縁するような値の負荷のインピー
ダンスを介して医療機器負荷に接続された基準電気伝導
体と；分布静電容量の効果を相殺するよう、医療機器に
流れる合計負荷電流から前記基準電気伝導体を通って流
れる電流を減算する減算手段を具備し；それにより、医
療機器負荷に配送された電流に対応する電流測定を行う
電流感知装置。 - 【請求項２】 前記電流感知装置はさらに前記基準伝導
体が完全であるか否かを感知する検出手段を具備する請
求項１の電流感知装置。 - 【請求項３】 前記インピーダンス値は知られた値であ
り、前記検出手段は、前記基準伝導体を介して電流の流
れを感知するインピーダンス測定装置を具備する請求項
２の電流感知装置。 - 【請求項４】 前記インピーダンス測定装置は、前記主
伝導体および前記基準伝導体を横切って接続され、かつ
固定電圧源を含む回路と、前記固定電圧源に直列に接続
された電流測定装置を具備する請求項３の電流感知装
置。 - 【請求項５】 前記電流感知装置は、さらに交流電流を
配送する電源から誘導された直流電流を絶縁するよう
に、前記主および基準伝導体と直列に接続されたキャパ
シタを具備する請求項４の電流感知装置。 - 【請求項６】 前記減算手段は磁気減算装置を具備する
請求項１の電流感知装置。 - 【請求項７】 前記磁気減算装置は変流器と、前記変流
器の出力が主および基準伝導体を通って流れる電流の差
に関連するように、前記変流器を通って第１の方向へ延
びている前記主伝導体と、前記変流器を通って反対方向
に延びている前記基準伝導体を具備する請求項６の電流
感知装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US069359 | 1987-07-02 | ||
| US08/069,359 US5436566A (en) | 1992-03-17 | 1993-06-01 | Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07412A true JPH07412A (ja) | 1995-01-06 |
| JP3529837B2 JP3529837B2 (ja) | 2004-05-24 |
Family
ID=22088457
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10525194A Expired - Fee Related JP3529837B2 (ja) | 1993-06-01 | 1994-05-19 | 連続モニタを有する医療装置の電流センサ |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3529837B2 (ja) |
| AU (1) | AU671902B2 (ja) |
| CA (1) | CA2123960C (ja) |
| DE (1) | DE4419070C2 (ja) |
| FR (1) | FR2706041B1 (ja) |
| GB (1) | GB2278548B (ja) |
| IT (1) | ITGE940066A1 (ja) |
Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5436566A (en) * | 1992-03-17 | 1995-07-25 | Conmed Corporation | Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads |
| GB0002607D0 (en) * | 2000-02-05 | 2000-03-29 | Smiths Industries Plc | Cable testing |
| DE10211763A1 (de) * | 2002-03-14 | 2003-09-25 | Abb Research Ltd | Verfahren zum Bestimmen von Spannungseinkopplungen in Signalkabel |
| US20060041252A1 (en) | 2004-08-17 | 2006-02-23 | Odell Roger C | System and method for monitoring electrosurgical instruments |
| US7465302B2 (en) | 2004-08-17 | 2008-12-16 | Encision, Inc. | System and method for performing an electrosurgical procedure |
| WO2006023456A2 (en) * | 2004-08-17 | 2006-03-02 | Encision, Inc. | System and method for monitoring eletrosurgical instruments |
| US7422589B2 (en) | 2004-08-17 | 2008-09-09 | Encision, Inc. | System and method for performing an electrosurgical procedure |
| US9833281B2 (en) | 2008-08-18 | 2017-12-05 | Encision Inc. | Enhanced control systems including flexible shielding and support systems for electrosurgical applications |
| WO2010022088A1 (en) | 2008-08-18 | 2010-02-25 | Encision, Inc. | Enhanced control systems including flexible shielding and support systems for electrosurgical applications |
| US8882767B2 (en) | 2009-04-24 | 2014-11-11 | Megadyne Medical Products, Inc. | Electrosurgical instrument with adjustable utility conduit |
| US8882768B2 (en) | 2009-04-24 | 2014-11-11 | Megadyne Medical Products, Inc. | Hand piece with adjustable utility conduit |
| US9259260B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-02-16 | Megadyne Medical Products, Inc. | Fluid evacuation device |
| US9375253B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-06-28 | Megadyne Medical Products, Inc. | Electrosurgical instrument |
| USD709196S1 (en) | 2013-03-15 | 2014-07-15 | Megadyne Medical Products, Inc. | Hand piece |
| WO2018035329A1 (en) | 2016-08-17 | 2018-02-22 | Envoy Medical Corporation | Implantable modular cochlear implant system with communication system and network |
| EP3673846A1 (en) * | 2018-12-27 | 2020-07-01 | Bogdan Ionescu | Device for an electrophysiology procedure |
| US11260220B2 (en) | 2019-02-21 | 2022-03-01 | Envoy Medical Corporation | Implantable cochlear system with integrated components and lead characterization |
| US11564046B2 (en) | 2020-08-28 | 2023-01-24 | Envoy Medical Corporation | Programming of cochlear implant accessories |
| US11471689B2 (en) | 2020-12-02 | 2022-10-18 | Envoy Medical Corporation | Cochlear implant stimulation calibration |
| US11697019B2 (en) | 2020-12-02 | 2023-07-11 | Envoy Medical Corporation | Combination hearing aid and cochlear implant system |
| US11806531B2 (en) | 2020-12-02 | 2023-11-07 | Envoy Medical Corporation | Implantable cochlear system with inner ear sensor |
| US11839765B2 (en) | 2021-02-23 | 2023-12-12 | Envoy Medical Corporation | Cochlear implant system with integrated signal analysis functionality |
| US12081061B2 (en) | 2021-02-23 | 2024-09-03 | Envoy Medical Corporation | Predicting a cumulative thermal dose in implantable battery recharge systems and methods |
| US11633591B2 (en) | 2021-02-23 | 2023-04-25 | Envoy Medical Corporation | Combination implant system with removable earplug sensor and implanted battery |
| US12544564B2 (en) | 2021-03-04 | 2026-02-10 | Envoy Medical Corporation | Cochlear implant system with improved input signal-to-noise ratio |
| US11865339B2 (en) | 2021-04-05 | 2024-01-09 | Envoy Medical Corporation | Cochlear implant system with electrode impedance diagnostics |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3626698C2 (de) * | 1985-08-26 | 1993-12-02 | Siemens Ag | HF-Chirurgiegerät |
| DE3621572C2 (de) * | 1985-12-16 | 1994-07-14 | Siemens Ag | Schaltungsanordnung zum Betrieb eines HF-Chirurgiegerätes |
| ATE62766T1 (de) * | 1986-03-04 | 1991-05-15 | Siemens Ag | Kapazitives intrusionsschutzsystem. |
| GB2213381B (en) * | 1987-12-12 | 1992-06-03 | Univ Wales Medicine | Surgical diathermy instruments |
| DE3824913A1 (de) * | 1988-07-22 | 1990-02-01 | Thomas Hill | Einrichtung zur ueberwachung von hochfrequenten elektrischen leckstroemen |
| US5152762A (en) * | 1990-11-16 | 1992-10-06 | Birtcher Medical Systems, Inc. | Current leakage control for electrosurgical generator |
| US5432459A (en) * | 1992-03-17 | 1995-07-11 | Conmed Corporation | Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads with unconnected reference conductor |
| AU659261B2 (en) * | 1992-06-19 | 1995-05-11 | Conmed Corporation | Electrosurgical trocar assembly |
| DE4237761C2 (de) * | 1992-11-09 | 2002-07-11 | Storz Karl Gmbh & Co Kg | Einrichtung für die Hochfrequenzchirurgie |
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1994
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