JPH0761340B2 - 生物学的組織を熱的に凝固させるための高周波外科器具 - Google Patents

生物学的組織を熱的に凝固させるための高周波外科器具

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Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は凝固過程が所定の状態に達すると直ちに凝固過
程を自動的に終了させる、高周波交流によって生物学的
組織を熱的に凝固させるための高周波外科器具に関す
る。
［従来の技術］ 高周波電流（以下単にHF−電流と称する）による生物学
的組織の熱による凝固（以下単に凝固と称する）は50年
以上前から病気を有する組織を死滅させるため及び孔の
あいた血管を閉鎖するために医学及び獣医学の分野で用
いられている。この方法においては、HF−電流が凝固す
る組織を通って流れるので内部で組織が発熱する。この
際組織の発熱は、例えば凝固する組織の量、HF−電流の
強度、凝固する組織の比抵抗、HF−電流の通電時間、凝
固する組織の比熱容量、凝固電極の形状並びに大きさ、
凝固電極の熱伝導のようないろいろなパラメータ更に凝
固が単極又は双極で行なわれるかにより左右される。
このパラメータは凝固過程の間及び凝固過程から凝固過
程へ非常に変化するので所望の凝固状態の再現性は非常
に困難で、手術者に細かい注意及び経験を必要とする。
いろいろな外科的専門分野に於ていろいろな凝固技術が
開発され同技術は凝固用のいろいろな装置に適当な特徴
を要求する。一般に今日に於てもほとんど外科的専門分
野に於ていろいろな凝固のために通常の高周波外科器具
が用いられ、同装置は単にHF−電流の強度の調節装置及
びHF−電流を投入及び遮断するためのスイッチしか有し
ていない。この従来の高周波外科器具を用いる場合には
手術者はHF−電流の強度を経験に基づいて調節装置で調
節し凝固が完了したと云う印象を受ける迄HF−電流を凝
固する組織に通過させる。
［発明が解決しようとする問題点］ 凝固過程は一般に0.5ないしは５秒以内で経過し、手術
者にはこの比較的短い凝固時間の何分の１の間しか凝固
している組織の変化がわからないので凝固過程を手動で
正確に凝固が最良になる時点で終了させることは実際上
ほとんど不可能である。手術者がHF−電流の強度を余り
に僅少に調節及び（又は）HF−電流を余りに早期に遮断
すると凝固温度に達せず凝固が不充分となる。手術者が
HF−電流をあまりに高く調節及び（或は）HF−電流をあ
まりに遅く遮断した場合には凝固物の温度が所要の凝固
温度以上に100℃以上に急速に上昇し、このことにより
凝固物の内部で非常に迅速に蒸気が発生し、更に凝固物
が爆発状に崩壊し、このために特に孔のあいた血管を閉
鎖するために凝固を用いた場合に凝固の目的が達せられ
ない。例えば神経外科の領域に於けるステレオ手術の場
合又は腹部の管結糸のように凝固を例えば挿入式凝固電
極で行なう、特に手術者が凝固過程を観察できない場
合、最良の凝固を行なうことが特に困難である。
多数の年月が凝固が所定の状態に達するとただちに凝固
過程を終了させる装置を開発するために費された。
ドイツ公開公報第3120102号に外科的目的のための蛋白
質を高周波で凝固させるための装置が開示されており、
同装置は、凝固物のインピーダンスまたは電気抵抗が凝
固過程の間に所定の変化を行なった場合、ただちにHF−
電流の遮断を行なうものである。
電解質を含む生物学的組織の比導電率がこの組織の温度
い非常に比例して増加することが何年も前から知られて
いる。しかしながら組織の凝固性を有する構成部分が凝
固する約50℃と80℃との間の温度に達するとただちに温
度の函数としての比導電率の増加がますます減少する。
80℃以上では特に細胞内及び細胞外の液体の沸騰点の領
域に於て導電性が急速に減少する。80℃以上のこの導電
性の急速な減少に対する原因として内部に於ける蒸気の
発生並びに凝固物の乾燥が考えられる。
特に外科的目的のためのドイツ公開公報第3120102号に
記載された蛋白質を高周波で凝固させるための装置に於
ては、常に高周波電力を供給している間の蛋白質のイン
ピーダンスを決定し、時間に対するインピーダンスのカ
ーブの微分係数を求める。この微分係数の値は、一方に
於ては初期電力の調節に、他方に於ては高周波電力を遮
断するための最良の時点を決定するために用いられる。
この両状況に対して予備調節装置が設けられており、同
装置は該発明による装置に柔軟性を有して簡単に適合さ
れるように構成される。この装置は特に双極凝固装置に
対して考えられたものであるが単極装置と共に用いるこ
とも同ように可能である。
手術者の手のふるえ及び凝固する組織の収縮の結果、凝
固電極と組織との間の接触圧力が変動するために凝固す
る組織のインピーダンスの変化が連続的に経過せずほぼ
平均線の前後で変動するこのことにより微分係数に多く
の不定の零位置が生じる。特に蛋白質のインピーダンス
がゆっくり変化するために凝固がゆっくり行なわれる場
合の微分係数は非常に小さくて決定的な遮断時点は求め
られない。
［発明の目的］ 本発明の目的は凝固過程を自動的に制御して、凝固過程
を正確に決定された凝固状態に於て自動的に終了させる
ことにより改善された手術の結果が得られ並びに外科医
の負担を軽減することができる、HF−電流により生物学
的組織を熱的に凝固させるための装置を提供するにあ
る。
［問題点を解決するための手段］ この目的は本発明により特許請求の範囲の第１項または
第11項に記載の器具により達せられる。本発明の有利な
実施形態は特許請求の範囲第２〜第10項および第12項〜
20項に記載の器具である。
［実施例］ 以下本発明を添付の実施例に関する図面に就き詳細に説
明する。
第１図は、凝固過程の間のHF−電流の振幅の変化の代表
例を示す。HF−電流が凝固する生物学的組織を流れはじ
める時点t1に於てHF−電流の振幅Ａが上記のパラメータ
に従属して振幅A1に達する。組織中に含まれている電解
質に起因し、生物学的組織が発熱するために、導電率従
ってHF−電流の振幅Ａが上昇する。生物学的組織の温度
が約70℃に上昇するとただちに生物学的組織の凝固性を
有する構成部分が凝固し、このことによりその導電率が
低下してHF−電流の振幅Ａが時点t2に於て、最大に達し
た振幅A2から迅速に小さくなる。HF−電流の振幅が減少
し、凝固物の温度上昇に従って、組織液の気化が加速さ
れ、凝固物は乾燥する。脱水とも称される凝固物の乾燥
が、HF−電流の振幅Ａが無視されるレベルA3に下降した
所定の状態に達するとただちに凝固過程が停止する。
HF−電流の振幅および凝固物のインピーダンスの変化か
ら、凝固過程の所定の時点においてHF−電流を自動的に
遮断するために適した解決法を見出すために決定的なこ
とは、凝固過程中のHF−電流の振幅Ａ（ｔ）の不安定な
変化に注意することである。既に現在の技術水準の説明
の際に述べたようにそれぞれの凝固過程の間にHF−電流
の振幅Ａ（ｔ）がほぼHF−電流の振幅の中心線ａ（ｔ）
の前後で著しく変動する。それぞれの凝固過程中のHF−
電流の著しいこの変動は、特に、手術者の手の運動及び
（又は）凝固しかつ乾燥する組織が収縮する結果凝固す
る組織に対する凝固電極の接触圧力が一様でないことに
起因するものである。
所定の遮断基準をHF−電流の振幅の変化または凝固物の
インピーダンスの変化に求め様とする生物学的組織を熱
凝固させるための既知の装置は、電流の振幅Ａ（ｔ）の
変化の上記の不安定性を無視して、一般に不安定な変化
Ａ（ｔ）の論理的に求めた実際上はまれにしか生じない
変化ａ（ｔ）を基準にしている。第１図に示されている
時間ｔについての電流の振幅の変化Ａ（ｔ）の実際の経
過例よりわかるように、微分係数dA（ｔ）/dtはHF−電
流に対する明瞭な遮断基準を与えない。HF−電流を自動
的に遮断、従って凝固過程を終了させるために適した装
置を第２図及び第３図に基づいて説明する。
凝固過程の終りにHF−電流を自動的に遮断するために用
いられる更に他の基準は、凝固電極と凝固物との間のア
ークまたは火花の点火である。凝固過程の終りに於ける
アークまたは火花（以下単にアークという。）の発生は
既に何年も前から知られている。しかしながら今迄凝固
電極と凝固物との間のアークの点火及び存在を適当に電
子的に監視してこれら適当な遮断信号を求める適当な方
法および手段が存在しなかった。第12図及び13図にはHF
−電流を自動的に遮断するために適したアークモニター
が示されている。
一般にアークは時点t3から発生する。しかしながら時点
t3以前にも発生することがある。即ち時点t1に於るHF−
電流の振幅A1が非常に大きくて凝固電極と組織との間の
境界領域に於てアークが発生しうる非常に高い電界強度
が存在する場合に発生する。後者の場合は例えば、凝固
電極が組織に電気的に導通を有して接触する前にHF−発
生装置が投入された場合、及びHF−発生装置が既に投入
されている場合時点t1に於て凝固電極が組織に接触した
場合に、発生する。従って凝固電極が組織に対して電気
的に導通を有する接触を持たない場合にHF−発生装置の
投入を阻止する装置が必要となる。時点t3の前又は時点
t2の前に於けるアークの点火は、凝固電極がHF−発生装
置が投入される前に電気的に導通を有して接触しても投
入時点t1に於けるHF−電流の初期の振幅A1が大き過ぎる
場合にも可能である。従ってHF−電流の振幅を制御して
投入時点t1に於ける初期の電流の振幅A1が大きくなり過
ぎることなく時点t1からt2又はt3迄の時間、目的に合致
して制御する装置が必要となる。この目的に達した装置
が第６図に示されている。
第２図には本発明に係る電流モニター25の実施例が詳細
に示されている。電流／電圧変換器50,51,52によってHF
−電流IHFに比例した電圧Ｕ＝ｆ（IHF）が形成され、同
電圧が異なって作動する２つのディテクターに導かれ
る。
ダイオード53、コンデンサ55、抵抗58、電圧追従器60及
び抵抗62より成る第１のディテクターは、出力電圧Uaが
できるだけ迅速に電圧Ｕ＝ｆ（IHF）の振幅の変動に追
従する様に構成されている。コンデンサ55と抵抗58の並
列回路の時定数は、特に、一方に於て例えば50kHzのHF
−電流の基本周波数が電圧追従器60の入力に於ておさえ
られ、他方に於てHF−電流の振幅の変動ができるだけ減
衰することなく電圧追従器60の出力信号Uaの中に表われ
る様に選択されている。この時定数の決定に於て所謂電
源のハム音によるHF−電流IHFの変調にも注意しなけれ
ばならない。ここに於て電源のハム音とは高周波発生装
置の稼動電圧が平滑化されていないか又は不完全なため
に生じるHF−電流IHFの振幅の変動を意味し、HF−電流I
HFの振幅はおよそ電流の２倍の周波数で著しく変調され
ている。HF−電流IHFの中の電源のハム音が強すぎる場
合にはコンデンサ55及び抵抗58の時定数を、この電源の
ハム音が電圧追従器60の入力に於て充分に抑制される様
に選定しなければならず、このことは当然のことながら
第１のディテクターの周波数の通過を悪くする。従っ
て、高周波発生装置の供給電圧はできるだけ充分に円滑
化することが望ましい。
ダイオード54、コンデンサ56、電圧追従器61及び分圧器
63より成る第２のディテクターは、尖頭値ディテクター
として作用して、出力電圧Ubが電圧Ｕ＝ｆ（IHF）の尖
頭値に比例して上昇するように構成されている。
電圧Uaと１より小さい調節可能なファクターｋによって
分割された電圧kUbとは同時に電圧比較器67に導かれ
る。両ダイオード65及び66によって既知の方法で電圧比
較器の入力の電圧が過大となる場合、電圧比較器を保護
するように図られている。
第３図を用いて電流モニター25の中の上記の両ディテク
ター及び電圧比較器の動作を説明する。カーブUa（ｔ）
は凝固過程の間の時間ｔに対する出力電圧Uaを示す。こ
のカーブはHF−電流IHFの振幅の変動Ａ（ｔ）に比例す
る。このグラフの中に、例として２つの異なるカーブが
記入されており、このカーブは調節可能なファクターｋ
によって分割された電圧kUb（ｔ）を示している。１つ
のカーブに対してはｋ＝0.8に、他のカーブに対しては
ｋ＝0.5に調節されている。ファクターｋの調節に応じ
てカーブkUb（ｔ）が、カーブUa（ｔ）を、時点t2よりt
3迄の時間の中で早目に又は遅目に交叉する。電圧比較
器67は時点tkに於て、その出力に正の跳躍電圧を、電圧
Ua（ｔ）がkUb（ｔ）より小さくなるとただちに出力
し、同跳躍電圧により例えばRS−Flip−Flopの様な弛張
段階をコンデンサ68を介して動的にセットして、その出
力信号を＝０にする。同時に尖頭値ディテクターのコ
ンデンサが、トランジスタ57を介して放電され、そのた
めにRS−Flip−Flopの出力信号はＱ＝１となる。
電流モニター25の出力信号ｄによりHF−電流IHFが投入
又は遮断され、この際出力信号ｄは、RS−Flip−Flop70
の信号と接続装置21及び（又は）22からくる信号ｃと
のAND条件に従属する。
双安定弛張段階70は、凝固過程が自動的に遮断された後
に、信号ｃが手動21又は自動的22に投入されることによ
り論理０から１に跳躍し、コンデンサ69を介してリセッ
トする迄状態Ｑ＝１及び＝０を保つ。
凝固過程の間に信号ｃが手動21及び（又は）自動22接続
器が早目に遮断されたために論理１から０に切換わる
と、双安定弛張段階70がNOT回路75の中で反転された信
号によってセットされてＱ＝１となり、コンデンサ56
がトランジスタ57を介して放電される。第２図の他の要
素の作用は専門家には既知のことであるが、以下に更に
詳細に説明する。
HF−電流IHFの振幅の変動から所定の遮断時点tkを自動
的に求める代りに、この遮断時点は装置の出力11,12に
於けるHF−電圧の振幅UHFの変動からも求められる。こ
のために同じ電流モニター25が用いられるが、この際電
流／電圧変換器50,51,52が不要となり、この代りにHF−
電圧UHFを整流または順変換するHF−整流器または順変
換器及びこの様にして得られた直流電圧を逆変換するイ
ンバータが必要となる。ここではインバータとは、上昇
電圧レベルを下降電圧レベルに、下降電圧レベルを上昇
電圧レベルに逆変換する装置を意味する。この様にして
順変換及び逆変換されたHF−電圧UHFは電流モニター25
の両ディテクターに直接に導かれる。
凝固過程の間の組織の導電率の変化から遮断時点tkを求
めることはHF−電流IHF又はHF−電流UHFの振幅の変化か
ら上記の時点を求めることよりも複雑ではあるが、HF−
発生装置または電源電圧に起因する電流または電圧の振
幅の変動、例えば電源のハム音が自動的に解消できると
いう利点がある。
第２図に示された電流／電圧変換器50,51,52,53の代り
に、この目的のために、例えば光電式又は熱電式の電流
／電圧変換器のような他の電流／電圧変換器も用いられ
る。特に充分に迅速に作動する電流／電圧変換器は入力
51と出力52との間の電圧の安定性が非常に高い電位分離
を有しかつ入力と出力との間の容量結合ができるだけ僅
少でなければならない。
第４図及び第４図ａのブロック線図にはHF−電流により
生物学的組織を熱的に凝固させるための本発明による装
置の実施例が示されている。
凝固過程のためのHF−電流IHFを発生する高周波発生装
置はHF−発振器１、振幅変調装置２、電力増幅装置３、
及び出力変圧器４より成る。
HF−電流IHFの振幅は高周波発生装置の無負荷電圧U0及
び回路の中のすべての抵抗の合計により定まる。無負荷
電圧U0は既知の様に調節装置９に於て調節され、振幅変
調装置２によって発生する。振幅変調装置２は例えば予
備増幅装置で導増幅装置の増幅率は調節装置９に於て調
節される。凝固する組織の電気抵抗、特に凝固過程中の
凝固する組織の抵抗の値はHF−電流IHFを定める総ての
部分抵抗の合計に対して出来るだけ大きくして、この抵
抗の変化が電流モニター25によって容易に識別されるた
めに、すべての部分抵抗、特に高周波発生装置の抵抗を
できるだけ小さく、例えば双極凝固に対しては50Ω、単
極凝固に対しては200Ωになるように注意しなければな
らない。手動投入装置21を投入したのちに、例えば論理
電圧レベル（Ｌ＝低、Ｈ＝高）より成る信号ａによって
電流モニター25が始動し、同モニターは同時に信号ｄを
発生し、信号ｄは、導体Ｄを介してHF−発振装置を投入
する。
第２図に詳細に示した電流モニター25の作用は既に記載
したが、その違いは単に第４図の実施例に於てはただ１
つの手動接続装置21が用いられていることである。当然
のことながら第４図に示した実施例には択一的に又は追
加に自動接続装置22が装着される。自動接続装置はドイ
ツ公告公報第1099658号、ドイツ特許第2540968号及びド
イツ特許第2946728号に開示されている。
第１図及び第３図に示した遮断基準に達するとHF−発振
装置１は自動的に信号ｄによって導体Ｄを介して、接続
装置21が再び作動される迄遮断される。
第５図より第12図迄には第４図に示したHF−電流により
生物学的組織を熱凝固させるための装置の実施例の目的
に合致した更に他の実施例を示す。
第５図は以下詳細に説明するすべての追加装置の共働作
用に関するブロック線図を示し、上記の装置は同装置に
より第４図に示した実施例がこの発明の目的に応じて更
に改善される。
第４図に示した実施例の目的に合致した改善は、制御装
置28で同装置により振幅変調装置２を介して高周波発生
装置の無負荷電圧U0が調節される最小レベルｎから調節
される速度ｖで調節される最大レベルｘに制御される。
この制御装置は導体Ｃを介して投入信号ｃによってトリ
ガされ調節される最小レベルｎが発振装置の投入時点t1
に於てはじまる。最小レベルｎが０に調節されると電圧
U0が時点t1により０から上昇する。単極凝固電極15又は
双極凝固電極13の両極が患者17の組織と導通を有して接
触すると電流IHFも０から上昇する。このことにより任
意に大きい又は小さい凝固電極を、従来のHF外科器具に
於ては必要であった凝固電極のその都度の大きさに応じ
たHF−出力の前もって調節することなく用いることが可
能となった。第１図及び第３図に示した遮断基準に達す
るとただちに凝固過程が終了する。比較的大きな凝固電
極しか用いられない大きな凝固処置に対しては比較的高
い最小レベルｎを調節すると有利である。制御装置28に
付いては以下実施例を参照して記載する。
凝固電極15又は13が凝固する組織に電気的に導通を有し
て接触する前に、制御装置28がHF−発生装置の無負荷電
圧U0を高く制御するのをさけるために自動的遮断装置22
が存在し、同装置はスイッチ80が開いている場合、単極
凝固電極15が同時に中性電極18と共に又は双極凝固電極
13の両極が患者17の組織に同時に電気的に接触する迄AN
D回路23を介して発振装置１の投入及び制御装置28のト
リガを阻止する。この目的に達した自動接続装置22の実
施例を以下第10図に就き詳細に説明する。HF−発生装置
の無負荷電圧U0の自動制御装置について、電流モニター
25の遮断機能が欠除していると、特に小型の凝固電極を
用いた場合に最良の凝固が非常に一定した電圧U0を出す
従来のHF−外科器具の場合よりも早く経過してしまうの
で、自動遮断機能の余裕を高めるために更に他の自動遮
断装置、アークモニター26が存在し同装置は電流モニタ
ー25の遮断機能が欠除している場合に、凝固電極15及び
13と患者17の組織との間にアークが発生する瞬間に遮断
を行なう。この目的に適したアークモニター26を第12図
及び13図につき詳細に説明する。
上記の自動遮断基準の１つ又は両方が欠除している場合
に対して投入時間制限装置27による強制的遮断装置が存
在し、同装置によりHF−発生装置が前もって調節される
時間tmax経過後遮断される。この投入時間制限装置27
は、例えば論理レベルｃによってトリガされる電気的タ
イマーで同タイマーは調節される時間tmax経過後信号ｄ
を導体Ｄに出しこれによりHF−発生装置を遮断並びに装
置28,22,24,30をリセットする。
この投入時間制限装置27は、それぞれのトリガインパル
スｃが時間間隔t1よりtmax迄を新たに開始するように構
成されていなければならない。この目的に適した投入時
間制限装置は、例えば後トリガされるタイムスイッチま
たは後トリガされるモノフロップである（文献：ユー・
ティーツ及びツエーハー・シエンク共著「半導体接続技
術」448頁ベルリン市シュプリンガー出版社1980年参
照）。
第５図の装置は選択的に手動接続装置21により手動又は
自動接続装置22によって自動的に、スイッチ80が閉じて
いるか又は開いているかに応じて接続される。
スイッチ80が閉じている場合には装置は手動でも自動で
も投入される。スイッチ80が開いている場合には装置
は、自動接続装置22の条件が満されている場合、即ち単
極凝固電極15及び中性電極18又は双極凝固電極13の両極
が同時に患者17の組織に電気的に導通を有して接触して
いる場合に限り手動で投入される。両接続装置21及び22
のこのAND回路により自動制御装置28の上記の条件が満
たされる。即ち凝固電極が組織と電気的に導通を有して
接触してはじめて電圧U0が接続される。又その逆に自動
接続装置22は装置を手動接続装置21が操作された時のみ
自動的に投入される。両接続装置21及び22のこのAND回
路により、例えば双極凝固電極が患者の組織に不用意に
接触した場合の、装置の不用意な投入が阻止される。
以下第６図についてHF−発生装置の無負荷電圧U0を自動
的に制御するための制御装置28の実施例を説明する。
HF−電流IHFの振幅の変化及び（又は）凝固電極と組織
との間のアークの点火が遮断基準として用いられる、所
定の凝固状態に達した場合のHF−電流IHFの自動的遮断
従って凝固過程の自動的終了により凝固出力PHF＝U2 HF/
Rの自動制御が可能となりこの際Ｒは例えばHF−発生装
置の無負荷電圧U0の制御による出力端子11及び12に於け
る負荷の電気抵抗を意味し凝固出力PHFは無負荷電圧U0
に従属して以下の式 で表わされ、ここに於て、RiはHF−発生装置の内部抵抗
で、Raは出力端子11及び12に於ける負荷の実部抵抗であ
る。凝固出力PHFが最小レベル、例えば０から迅速に上
昇するとHF−電流IHFが自動的に遮断されるために常
に、双極凝固電極13の両極の間に非常に少量の組織14又
は大きな量の組織がはさまれているかいないかに関係な
くかつ細い又は太い凝固電極が用いられているかいない
かに関係なく最良の凝固が行なわれる。
無負荷電圧U0は自動的に前以って設定された最小レベル
Uminから設定された速度ｖで前以って設定されたUmaxに
制御されねばならない。実施例はデジタル技術によって
構成されている。最小レベルUminはデジタル予備選択ス
イッチによって調節・設定され、デジタル数ｎとしてプ
ログラムされるカウンタ82に導かれる。信号ｃが時点t1
に相当するスタート・ハイ・レベルに等しくなるとただ
ちにカウンタ82がプリセット入力Prを介してモノフロッ
プ87により形成される短かいインパルスによりスタート
し、デジタル数ｎを予備選択スイッチ81より受取る。信
号ｃによりＡ−素子88を介してインパルス発生装置86が
スタートし同装置のインパルスの周波数は調節される。
カウンタ82は、予備選択スイッチ85の最大レベルに相当
するデジタル数ｘが最小レベルに相当するデジタル数ｎ
より小さく定められているか又は大きく定められている
かに応じて予備選択スイッチ81に於て予備調節された数
ｎからインパルス発生装置86のインパルスをアップカウ
ントするか又はダウンカウントする。
カウンタ82の出力はデジタルコンパレータ84に導かれ、
同コンパレータはカウンタ82のデジタル数を無負荷電圧
の最大レベルUmaxが予備調節されている予備選択スイッ
チ85のデジタル数ｘと比較する。カウンタ82の出力に於
けるデジタル数が予備選択スイッチ85のデジタル数ｘと
等しくなると、ただちにデジタルコンパレータ84が出力
信号をインパルス発生装置86に送り同インパルス発生装
置を遮断する。両デジタル数が等しい状態からその出力
にハイ・レベルを出すデジタルコンパレータが用いられ
ている場合には、この信号はNOT回路89により反転され
なければならない。カウンタ82の出力にデジタル／アナ
ログ変換装置が接続されており、同装置はそのデジタル
数からアナログ電圧レベルｓを形成し、同レベルは導体
ｓを介して振幅変調装置２に導かれる。信号ｃが手動21
又は自動22接続装置が遮断されてハイ・レベルからロー
・レベルに又は信号ｄがロー・レベルからハイ・レベル
に変ると、OR回路91を介してリセット入力RSによりカウ
ンタ82は０にリセットされる。信号ｃはこのためにNOT
回路90の中で反転される。
以下第７図によりHF−電流指示装置33の実施例を詳細に
説明する。
HF−電流指示装置33は、手術者にアナログ又はデジタル
指示装置125により電流IHFのその時の瞬時値を、他のア
ナログ又はデジタル指示装置124によって各凝固過程の
電流IHFの尖頭値を示す。対応する測定値が電流モニタ
ー25から取り出されると電流モニター25の電圧Uaから導
出される電流IHFの瞬時値は直接に指示される。凝固過
程の電流IHFの瞬時値は、ダイオード126、コンデンサ12
7、電圧追従器121より成る尖頭値ディテクターによっ
て、信号ｃが新たな凝固過程が開始される迄、記憶され
かつ指示装置124によって指示される。信号ｃによりモ
ノフロップ122がトリガされ、同フロップはインパルス
をトランジスタ123のベースに送り、コンデンサ127を充
分に放電させる。
電流指示装置33により手術者は電流IHFが流れているか
否か如何なる電流IHFが流れているか更に電流IHFが各凝
固過程の間に如何なる最高値に上昇したかを知ることが
できる。
以下第８図及び第８図ａに就き音響信号発生装置30の実
施例を詳細に説明する。
この音響信号発生装置30により手術者は凝固過程を知
る。従ってこの音響信号発生装置30はその時の凝固過程
に応じたいろいろな音調を出す。HF−発生装置が投入さ
れた時点に於てはこの音響信号発生装置30は電流IHFが
０の場合には例えば130Hzの周波数f0の音調を出す。電
圧／周波数変換装置97はIHF＝ｇ＝０即ち電流IHFが流れ
ていない場合には基本周波数f0を発生するように構成さ
れている。遮断信号ｄによって解除される遮断時点t2に
於て音響信号の周波数が例えば2000Hzの固定して調節さ
れた周波数に跳躍し断続してひびく。時点t2乃至t3にお
いては、断続音調は信号ｄ又は信号ｉによって、スイッ
チ32の接続状態に応じてトリガされる。このことにより
手術者は簡単に電流IHFの自動的遮断がアークモニター2
6によって始めて行なわれるか又は一般に行なわれるよ
うに電流モニター25によって既におこなわれたか確認す
ることが出来る。周波数f0の基本音調によって手術者は
HF−発生装置が投入されていることを知ることができ
る。時点t1よりもt2迄の時間の間の音調周波数から電流
IHFの強度または強度の変化を知ることができる。高い
断続音調から手術者は凝固過程が終了したことを認識す
る。
音調周波数fTonは、VCOとも称せられる電圧−周波数変
換装置97の中で発生し、増幅器98で増幅され、スピーカ
99へ出力される。
増幅器98は、OR回路96を介して、投入信号ｃによるか又
は信号ｄによって、時点t2よりt3迄の短かい時間断続的
に作動して、信号ｃにより作動した場合には電圧−周波
数変換装置97で予備調節された基本音調f0を、又は信号
ｄにより作動した場合には分圧装置100に於て固定した
調節された2000Hzの高い周波数の断続した音調を発生す
る。
電流IHFが流れると電流IHFに比例した、例えば電流モニ
ター25から出力され、電圧Uaが用いられる電圧である信
号ｇによって音調周波数がこの信号に比例して変調され
る。音調周波数電流はIHFの振幅と共に上昇及び下降す
る。
以下第９図に就き音響信号発生装置31を詳細に説明す
る。この音響信号発生装置は故障のためにHF−発振装置
１を不用意に投入した場合、又は接続装置21及び（又
は）22が投入したにもかかわらずHF−発振装置が作動し
ない場合に警報信号を発生する。このために信号ｃ及び
ｅがEXOR回路の中で比較されこの際以下の４つの可能性
が存在する。
ケース３に対してモノフロップ44による警報信号（音
調）の遅延t1よりtvが存在する。警報信号の遅延によ
り、信号ｃとｅとの間の構成要素又は回路にかかわる不
可避的な遅延により故障でない投入過程の場合にも警報
信号が短時間鳴ることが避けられる。
信号ｅの代りにこの信号発生装置に信号ｇも入力として
用いることができる。このことにより特に上記の表のケ
ース３を有利に監視し、制御装置28、HF−発振装置１、
変調装置２、電力増幅器３、出力変圧器４及びコンデン
サ５及び６もこのことにより監視できる。この際モノフ
ロップ44の時点t1よりtv迄の遅延の大きさは、信号ｇが
EXOR回路の入力に対して充分なレベルに達する迄の時間
の警報信号が発生しない様に選定されていなければなら
ない。
この信号発生装置の更に他の実施形態に於て、時点t1よ
りtv迄の遅延の大きさが制御装置28と、この遅延が自動
的に最小レベルｎ及び上昇速度ｖに反比例して変化する
ように関連していてもよい。
以下第10図に就き自動的接続装置22の実施例を詳細に説
明する。
自動接続装置または投入装置は既にドイツ公開公報第28
23291号、ドイツ特許第2540968号、ドイツ公告公報第10
99658号及び米国特許第2,827,056号に開示されている。
この既知の自動投入装置は第５図に示した本発明による
装置に用いるためには直接には適していない。この既知
の投入装置を本発明による自動遮断装置25又は26と組合
せた場合にはこの投入装置は、この種の手術技術に於て
は通常のことではあるが凝固電極13又は15が患者17の組
織と導通を有して接触している場合には自動的に遮断さ
れた後HF−発生装置をただちに再び投入する。
第10図に示した接続装置22は既知の接続装置と比較して
有利に開発されている。即ち長さが調節される休止時間
が各自動遮断の後に設けられており、同時間の間に手術
者は自動接続装置22がHF−発生装置を再び投入する前に
凝固電極をあわてることなく組織から離すことができ
る。
HF−発生装置の自動投入／遮断のための基準として制御
電流Ikが用いられ、単極凝固電極15及び中性電極18又は
双極電極13の両極が同時に患者17の組織と導通を有して
接触している場合に上記の電流Ikは単極電極15又は双極
電極13を介して患者17の組織を流れる。このために自動
接続装置22は特に交流電圧源である電圧源UB並びに制御
電流Ikが流れているかいないかを確認する電流指示装置
を有している。電圧UBのための電圧源の働きを例えば電
源変圧器から来る50Hzの交流電圧が行なう。電流指示装
置の働きを例えば電圧比較器147が行ない同比較器が制
御回路の抵抗の電圧降下を監視し、この際交流電圧は前
以って整流されていなければならない。制御電流Ikが流
れている場合高周波発生装置がすぐに投入されるのを防
ぐために後トリガされる投入遅延装置が存在し同装置は
要素131より143迄により構成されている。
例えば双極凝固電極13がその両極で同時に患者17の組織
と導通を有して接触している場合にはトランジスタ139
のベース電圧が非常に小さくなってこのトランジスタが
閉塞する。このことによりコンデンサ142は抵抗140及び
143を介して、抵抗143の調節状態に応じて迅速に充電さ
れる。電圧比較器147の正の入力に於ける電圧が分圧器1
44,146に於いて調節された電圧を越えると電圧比較器14
7の出力ｂが正となってHF−発生装置を投入する。電圧
比較器147の出力信号ｂが負から正に跳躍する時点と双
極凝固電極13の両極と組織の導通を有する接触との間の
投入遅延は、トリム抵抗143による負荷の時定数の変化
及び（又は）トリム抵抗146による電圧比較器147の負の
入力に於ける電圧の変化により調節される。組織と双極
凝固電極13との導通を有する接触が中断すると、ただち
にトランジスタ139が導通しトリム抵抗141を介してコン
デンサ142を非常に迅速に放電する。従来既知の接続装
置のトランジスタ139に本発明による第２のトランジス
タ148が並列に接続されており、同トランジスタは遮断
信号ｄにより導体Ｄを介して調節されるインパルス持続
時間を有する単安定弛張段階150により導通を有して接
続され単安定弛張段階150の調節されるインパルス経過
後コンデンサ142を再び充電する。投入及び（又は）正
確な遅延が所望される場合には、この接続装置22は同様
にデジタル技術で所定のインパルス発生装置及びカウン
タ並びにデジタル比較器により構成される。
第11図に接続論理回路24の実施例が詳細に示されてい
る。
接続論理回路24はHF−発振装置１の投入及び遮断を単に
所定の接続状態しか可能でないように配置されている。
装置の稼動電圧＋UBが投入されるとリセット入力端子Ｒ
に於て例えばRSフリップフロップの双安定弛張段階110
がセットされて出力信号ｅが論理ロー・レベルになる。
装置が手動接続装置21及び（又）は自動接続装置22によ
って投入され、この際信号ｃが導体Ｃを介して論理ハイ
・レベルに接続され、このことにより双安定弛張段階11
0が入力端子Ｓを介してセットされて、信号ｅが論理ハ
イ・レベルになる。この状態を双安定弛張段階110は信
号ｄが導体Ｄを介してハイ・レベルに又は信号ｃがロー
・レベルに跳躍する迄維持する。信号ｄは、自動遮断装
置25,26又は27から出力され、コンデンサ122を介して双
安定弛張段階の入力端子Ｒに直接に導かれる。信号ｃは
接続装置21及び（又は）22から出力され、双安定弛張段
階110の入力に導かれる前にNOT回路111の中で反転され
なければならない。
コンデンサ112,114,115及び122を介して双安定弛張回路
110を動的に制御することにより、信号ｃが更にハイ・
レベルの場合にHF−発生装置が自動遮断装置25,26又は2
7による自動的遮断の後に再び投入される。HF−発生装
置の各自動遮断後はこのようにして接続装置21及び（又
は）22が再び作動しなければならない。
以下第12図及び第13図によりアークモニター26の実施例
を説明する。
第１図にもとづいた上記のように凝固過程の所定の状態
から、即ち凝固及び（又は）生物学的組織の乾燥及び
（又は）生物学的組織と凝固電極の接触面との間の境界
領域に於ける蒸気の発生のために電気的絶縁層が生じ同
層の内部に充分に高い電圧が発生した場合に、非常に高
い強度の電界が発生してアークが発生する。アークは非
線形の抵抗でそのために電流は電圧に比例していないこ
とは知られている。更にアークの非線形のためアークを
通じて流れる交流電流は駆動電圧に対して歪を生じ、こ
のために交流電圧の周波数に高調波周波数が発生するこ
とが知られている。凝固電極と生物学的組織との間のア
ークの特性により駆動電圧に更に非高調波周波数を発生
することが新たに知られた。
凝固電圧13,15と組織との間にアークが存在しない場合
には高周波発生装置11,12の出力には基本周波数f1並び
に同基本周波数の整数倍の高調波周波数fhが強く存在す
る。この際零の高調波周波数f0存在しない。
しかしながら凝固電極13、又は15と患者17の組織との間
にアークが点火するとただちにアークの電気抵抗の非線
形的関係及び単位時間当りのアークの屡度のために高調
波周波数fhの間に非高調波周波数fnも発生する。
電流IHFを自動的に遮断するための基準として本発明に
より各凝固過程の間のHF−発振装置１の基本周波数f1の
非高調波周波数fnの発生が用いられる。従ってアークモ
ニター26にはフィルタ160が設けられており、同フィル
タは選択的に非高調波周波数fn又は２つの隣接する高調
波周波数fhの間の多少の幅のある周波数スペクトル又は
HF−発振装置１の基本周波数f1の隣接する異なる高調波
周波数fhの間の非高調波周波数fhの前後幅のあるいくつ
かの周波数スペクトルを通過させ、かつHF−発振装置１
の基本周波数f1並びに適当な高調波周波数fhを充分に減
衰させる。
フィルタ160の出力信号ｋは電圧比較器162に導かれ同装
置の出力信号ｒは双安定弛張段階161を制御して遮断信
号ｄを導体Ｄに出力し、このことにより電流IHFが遮断
され手動21及び（又は）自動22接続装置を再び投入する
ことにより導体Ｃを介して投入信号ｃが双安定弛張段階
161を再び制御して電流IHFが投入される。電圧比較器16
2の閾電圧は電圧源163に於て調節される。
フィルタ160はいろいろな技術で構成される。適当なも
のは例えばセラミックフィルタで同フィルタはHF−発振
装置の基本周波数f1以下の１つ又はいくつかの非高調波
周波数fnを通過せしめ基本周波数f1並びにその０次の周
波数を含む高調波周波数を減衰させる。セラミックフィ
ルタの利点は比較的安価に製造でき、フィルタの入力と
出力との間の電気的絶縁性が充分に得られ、かつ２つの
隣接する高調波周波数の間の異なる非連続的な非高調波
周波数及び（又は）周波数帯域に同調したいくつかのこ
のようなフィルタが安価に並列接続されこのことにより
アークモニターの余裕が上昇する。
第13図にはアークモニター26に接したフィルタの理想化
されたフィルタ特性を示す。Ueはフィルタの入力電圧で
Uaは出力電圧である。周波数fhは基本周波数自体を示
し、基本周波数f1の適当な高調波周波数である。適当な
ものは高周波発生装置の周波数スペクトルの中に存在す
る高調波周波数だけである。周波数fhは任意の高調波周
波数でfh+1は次に高い適当な高調波周波数を意味する。
フィルタ160の下方の限界周波数fu並びに上方の限界周
波数f0は、高調波周波数fh及びfh+1に対して充分な間隔
があって、周波数f1の許容度従って同周波数の高調波周
波数が考慮されるように選定されていなければならな
い。
以下第14図に就き高周波交流電流により生物学的組織を
熱的に凝固させるための装置の実施例を説明する。同装
置は第４図及び第５図に示した実施例と異なる方法で本
発明の目的を達成するものである。この解決法に於ては
電流IHFの遮断がまずアークモニター26によって行なわ
れ、同モニターは第12図及び13図に詳細に示されてい
る。この解決法に於ては電流モニター25は単に電流IHF
（ｔ）の振幅をこの電流に比較した電圧Ｕ（ｔ）に単に
変換する働きをし、このために例えば第２図に示した要
素50,51,52,53,55,58,59,60及び62がこの装置の中に用
いられる。この実施例の更に他のすべての有利な改善は
第４図に示した解決法の、第５図乃至第11図に示した更
に他の改善と同等である。
【図面の簡単な説明】
第１図は凝固過程の間のHF−電流の振幅の変化の代表的
な時間経過を示す。第２図は実施例に係る電流モニター
を示し、同モニターにより凝固過程の間のHF−電流の振
幅の変化の経過を監視し、所定の遮断時点を求めること
を示す。第３図は凝固過程の間の電圧Ua及びkUbの時間
経過を示す。第４図および第４図ａはHF−電流により生
物学的組織を熱的に凝固させるための本発明に係る装置
の実施例のブロック線図を示す。第５図は第４図に示し
た本発明に係る装置の更に他の実施例のブロック線図で
ある。第６図は高周波発生装置の無負荷電圧U0の制御の
実施例のブロック線図である。第７図はHF−電流指示装
置の実施例を示す。第８図および第８図ａは手術者に凝
固過程を知らせる音響学的信号発生装置の実施例を示
す。第９図は手術者に装置の故障を知らせる更に他の音
響学的信号装置の実施例を示す。第10図は自動接続装置
の実施例を示す。第11図は接続論理の実施例を示す。第
12図はアークモニターの実施例を示す。第13図はフィル
タ160の特性を示す図である。第14図はHF−電流により
生物学的組織を熱的に凝固させるための本発明による装
置の他の実施例のブロック線図である。 １……高周波発生装置、２……振幅変調装置 ３……電力増幅装置、４……出力変圧器 ９……調節装置 11,12……外科器具の出力 13,15……凝固電極、17……患者 18……中性電極、21……手動接続装置 22……自動接続装置、23……AND回路 25……電流モニター、26……アークモニター 27……投入時間制限装置 28……制御装置 30,31……音響学的信号発生装置 33……電流指示装置、44……単安定弛張段階 50,51,52……電流／電圧変換器 53,54……ダイオード 55,56……コンデンサ 57……トランジスタ、58,59,62……抵抗 63……分圧器、67……電圧比較器 68,69……コンデンサ 70……双安定弛張段階 80……スイッチ、82……カウンタ 83……デジタル／アナログ変換装置 84……デジタルコンパレータ 85……予備選択スイッチ 86……インパルス発生装置 87……モノフロップ、89,90……NOT回路 91,96……OR回路 122,123,128……放電装置 124,125……指示装置 127……尖頭値メモリー 150……単安定弛張回路 160……フィルタ、161……双安定弛張段階 162……電圧比較装置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ペーター ピュッツ ドイツ連邦共和国 ディー7400 テュービ ンゲン ヴァイスドルンヴェーク 14 ／116

Claims (20)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】高周波発生装置、HF−電流を手動又は自動
    的に作動する投入装置及び凝固物の導電率の変化に従属
    して凝固過程を自動的に終了させるための遮断装置を有
    する、高周波交流電流により生物学的組織を熱的に凝固
    させるための高周波外科器具において、 各凝固過程の間のHF−電流（IHF）及び（又は）対応す
    る交流電圧（UHF）の振幅の変動を監視するために電流
    モニター（25）が設けられており、同モニターは電流／
    電圧変換装置（50,51,52）によりHF−電流（IHF）の振
    幅の変動（Ａ（ｔ））に比例した電圧Ｕ＝ｆ（IHF）を
    発生し、同電圧より第１のディテクター（53,55,58,60,
    62）によってHF−電流（IHF）の振幅の変動（Ａ
    （ｔ））に比例した第１の直流電圧（Ua）を形成し、尖
    頭値ディテクターの働きをする第２のディテクター（5
    4,56,61,63）によって第２の直流電圧（Ub）を形成し、
    同電圧はHF−電流（IHF）の振幅（Ａ（ｔ））に比例し
    て上昇し且つ第１の直流電圧（Ua）及び分圧装置（63）
    によって調節されるファクター（ｋ）に分割された第２
    の直流電圧（kUb）が電圧比較装置（67）に導かれ、第
    １の直流電圧（Ua）が分割された第２の直流電圧（k
    Ub）がより小さくなるとただちに上記のコンパレータの
    出力信号が双安定弛張段階（70）をセットし且つ手動遮
    断装置（21）の操作及び（又は）自動遮断装置（22）に
    よりHF−電流（IHF）が再び投入される迄弛張段階（7
    0）の出力信号（Ｑ）がHF−電流（IHF）を遮断すること
    を特徴とする高周波外科器具。
  2. 【請求項２】高周波発生装置（１）の基本周波数（f1）
    の非高調波周波数の発生を監視するためのアークモニタ
    ー（26）が外科器具の出力（11,12）に接続されてお
    り、同器具がフィルタ（160）を有し、同フィルタがHF
    −電流（IHF）から生じ凝固電極（15,13）と患者の組織
    との間のアークにより発生する高周波発生装置（１）の
    基本周波数（f1）の非高調波周波数の少なくとも１つを
    通過させ、同時に基本周波数（f1）並びに同周波数の高
    調波を減衰し且つフィルタ（160）の出力信号（ｋ）が
    電圧比較装置（162）に導かれ、同装置の出力信号
    （ｒ）が双安定弛張段階（161）をリセットして、手動
    接続装置（21）を操作する際に及び（又は）自動接続装
    置（22）により発生し弛張段階（161）に導かれる信号
    （ｃ）によってHF−電流（IHF）が再び投入される迄上
    記の弛張段階の出力信号（Ｑ）がHF−電流（IHF）を遮
    断することを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の
    高周波外科器具。
  3. 【請求項３】高周波発生装置（28）の無負荷電圧（U0）
    が高周波発生装置の各投入時点（t0）から調節される速
    度（ｖ）で調節される最小レベル（Umin）から、高周波
    発生装置が電流モニター（25）又アークモニター（26）
    又は投入時間（27）によって自動的に又は手動接続装置
    （21）によって手動的に遮断される迄上昇しかつ高周波
    発生装置の電圧の最大レベル（Umax）が調節され同レベ
    ルが高周波発生装置が上記の遮断装置（25,26,27又は2
    1）によって遮断される迄維持され、この際同時に高周
    波発生装置の電圧（UHF）がレベル０にリセットされる
    ことを特徴とする特許請求の範囲第１項または第２項に
    記載の高周波外科器具。
  4. 【請求項４】制御装置（28）がデジタル／アナログ変換
    装置（83）によってアナログ制御信号（ｓ）を発生し、
    同信号のレベルがプログラムされるカウンタ（82）によ
    ってデジタルに形成され、この際最小レベル（ｎ）がデ
    ジタル予備選択スイッチ（81）に於て調節され、高周波
    発生装置の投入時点（t1）に於てカウンタ（82）の中に
    高周波発生装置が投入されると取り入れられかつ投入時
    点（t1）に於てインパルスの周波数（Ｖ）が調節される
    インパルス発生装置（86）が始動しそのインパルスがカ
    ウンタ（82）に導かれ同カウンタにより最小数（ｎ）か
    ら加算され且つカウンタ（82）の出力にカウンタから送
    られてくるデジタル数をアナログの電圧（８）に変換す
    るデジタル／アナログ変換装置（83）並びにデジタルコ
    ンパレータ（84）が接続されており同コンパレータはカ
    ウンタ（82）から送られてくるデジタル数をデジタル予
    備選択スイッチ（85）に於ける最大レベルに相当するデ
    ジタル数（ｘ）と比較し両デジタル数が等しくなった時
    点でインパルス発生装置（86）を停止しこの時点から制
    御信号（ｓ）が一定となり、かつ制御装置（28）がスト
    ップ入力を有し同入力はカウンタ（82）をそのリセット
    入力（RS）を介して従って制御信号（ｓ）を遮断信号
    （ｄ）が出るとただちに０にリセットすることを特徴と
    する特許請求の範囲第３項に記載の高周波外科器具。
  5. 【請求項５】自動接続装置が設けられており、同装置
    が、単極凝固電極（15）及び及び中性電極（18）又は双
    極凝固電極（13）の両極が同時に患者の組織と導通を有
    して接触している場合にはただちに又は調節されリトリ
    ガされる遅延時間の後に自動的に導入され且つ自動接続
    装置が単安定弛張段階（150）を有し同段階が遮断信号
    （ｄ）によってトリガされ単安定弛張段階（150）に於
    て調節されるインパルス接続時間が終了してはじめて高
    周波発生装置の次の自動投入が可能となることを特徴と
    する特許請求の範囲第１項乃至第４項のいずれか１つに
    記載の高周波外科器具。
  6. 【請求項６】電流指示装置（33）が設けられており、同
    装置が第１のアナログ又はデジタル指示装置（125）で
    高周波交流電流（IHF）の瞬時値を示し、第２のアナロ
    グ又はデジタル指示装置（124）で各凝固過程の高周波
    交流電流（IHF）の尖頭値を指示し、この際この尖頭値
    は高周波発生装置が遮断された後も同装置が再び投入さ
    れる時点迄指示されたままでこの際尖頭値メモリー（12
    7）が放電装置（122,123,128）により放電されただちに
    新たな尖頭値を取り入れることを特徴とする特許請求の
    範囲第１項乃至第５項のいずれか１つに記載の高周波外
    科器具。
  7. 【請求項７】音響学的信号発生装置（30）が存在し、同
    発生装置が凝固過程の異なる状態に従属して異なる音調
    を発生し、この際高周波発生装置が接続されてはいるが
    高周波電流（IHF）が流れていない場合には例えば130Hz
    の周波数（f0）の基本音調を出し、高周波発生装置が遮
    断されている場合には音調周波数が電流（IHF）の強度
    に比例して上昇又は下降して時点（t2からt3）から特に
    2000Hzの高い周波数の断続音調を発することを特徴とす
    る特許請求の範囲第１項乃至第６項のいずれか１つに記
    載の高周波外科装置。
  8. 【請求項８】音響学的信号発生装置（31）が設けられて
    おり、同装置が接続装置（21又は22）が投入されている
    にもかかわらず高周波発生装置（１）が投入されている
    場合、又は接続装置（21及び（又は）22）が投入されて
    いるにもかかわらず高周波発生装置（１）が遮断されて
    いる場合に警報信号を出し、この際この信号は単安定弛
    張段階（44）により高周波発生装置の各投入時点（t1）
    に対して時間的に遅延して鳴ることを特徴とする特許請
    求の範囲第１項乃至第７項のいずれか１つに記載の高周
    波外科器具。
  9. 【請求項９】高周波発生装置（１）がAND素子（23）を
    介して、自動接続装置（22）及び手動接続装置（21）が
    同時に投入信号（b,a）をAND素子（23）に送った場合に
    のみ投入されることを特徴とする特許請求の範囲第２項
    乃至第８項のいずれか１つに記載の高周波外科器具。
  10. 【請求項１０】前以って調節される時間の後に高周波発
    生装置を自動的に遮断するための投入時間制限装置（2
    7）が設けられており、且つ最大投入時間（t1から
    tmax）が投入信号（ｃ）によって後トリガーされること
    を特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第９項のいずれ
    か１つに記載の高周波外科器具。
  11. 【請求項１１】高周波発生装置、HF−電流を手動又は自
    動的に作動する投入装置並びに凝固物の導電率の変化に
    従属して凝固過程を自動的に終了させるための遮断装置
    を有する、高周波交流電流により生物学的組織を熱的に
    凝固させるための高周波外科器具において、 高周波発生装置（１）の基本周波数（f1）の非高調波周
    波数の発生を監視するためのアークモニター（26）が外
    科器具の出力（11,12）に接続されており、同器具がフ
    ィルタ（160）を有し、同フィルタがHF−電流（IHF）か
    ら生じ凝固電極（15,13）と患者の組織との間のアーク
    により発生する高周波発生装置（１）の基本周波数
    （f1）の非高調波周波数の少なくとも１つを通過させ、
    同時に基本周波数（f1）並びに同周波数の高調波を減衰
    し且つフィルタ（160）の出力信号（ｋ）が電圧比較装
    置（162）に導かれ、同装置の出力信号（ｒ）が双安定
    弛張段階（161）をリセットして、手動接続装置（21）
    を操作する際に及び（又は）自動接続装置（22）により
    発生し弛張段階（161）に導かれる信号（ｃ）によってH
    F−電流（IHF）が再び投入される迄上記の弛張段階の出
    力信号（Ｑ）がHF−電流（IHF）を遮断することを特徴
    とする高周波外科器具。
  12. 【請求項１２】各凝固過程の間のHF−電流（IHF）及び
    （又は）対応する交流電圧（UHF）の振幅の変動を監視
    するために電流モニター（25）が設けられており、同モ
    ニターは電流／電圧変換装置（50,51,52）によりHF−電
    流（IHF）の振幅の変動（Ａ（ｔ））に比例した電圧Ｕ
    ＝ｆ（IHF）を発生し、同電圧より第１のディテクター
    （53,55,58,60,62）によってHF−電流（IHF）の振幅の
    変動（Ａ（ｔ））に比例した第１の直流電圧（Ua）を形
    成し、尖頭値ディテクターの働きをする第２のディテク
    ター（54,56,61,63）によって第２の直流電圧（Ub）を
    形成し、同電圧はHF−電流（IHF）の振幅（Ａ（ｔ））
    に比例して上昇し且つ第１の直流電圧（Ua）及び分圧装
    置（63）によって調節されるファクター（ｋ）に分割さ
    れた第２の直流電圧（kUb）が電圧比較装置（67）に導
    かれ、第１の直流電圧（Ua）が分割された第２の直流電
    圧（kUb）がより小さくなるとただちに上記のコンパレ
    ータの出力信号が双安定弛張段階（70）をセットし且つ
    手動遮断装置（21）の操作及び（又は）自動遮断装置
    （22）によりHF−電流（IHF）が再び投入される迄弛張
    段階（70）の出力信号（Ｑ）がHF−電流（IHF）を遮断
    することを特徴とする特許請求の範囲第11項に記載の高
    周波外科器具。
  13. 【請求項１３】高周波発生装置（28）の無負荷電圧
    （U0）が高周波発生装置の各投入時点（t0）から調節さ
    れる速度（ｖ）で調節される最小レベル（Umin）から、
    高周波発生装置が電流モニター（25）又はアークモニタ
    ー（26）又は投入時間（27）によって自動的に又は手動
    接続装置（21）によって手動的に遮断される迄上昇しか
    つ高周波発生装置の電圧の最大レベル（Umax）が調節さ
    れ同レベルが高周波発生装置が上記の遮断装置（25,26,
    27又は21）によって遮断される迄維持されこの際同時に
    高周波発生装置の電圧（UHF）がレベル０にリセットさ
    れることを特徴とする特許請求の範囲第11項または第12
    項に記載の高周波外科器具。
  14. 【請求項１４】制御装置（28）がデジタル／アナログ変
    換装置（83）によってアナログ制御信号（ｓ）を発生
    し、同信号のレベルがプログラムされるカウンタ（82）
    によってデジタルに形成され、この際最小レベル（ｎ）
    がデジタル予備選択スイッチ（81）に於て調節され、高
    周波発生装置の投入時点（t1）に於てカウンタ（82）の
    中に、高周波発生装置が投入されると取り入れられ、か
    つ投入時点（t1）に於てインパルスの周波数（Ｖ）が調
    節されるインパルス発生装置（86）が始動し、そのイン
    パルスがカウンタ（82）に導かれ同カウンタにより最小
    数（ｎ）から加算され且つカウンタ（82）の出力にカウ
    ンタから送られてくるデジタル数をアナログの電圧
    （８）に変換するデジタル／アナログ変換装置（83）並
    びにデジタルコンパレータ（84）が接続されており、同
    コンパレータはカウンタ（82）から送られてくるデジタ
    ル数をデジタル予備選択スイッチ（85）に於ける最大レ
    ベルに相当するデジタル数（ｘ）と比較し両デジタル数
    が等しくなった時点でインパルス発生装置（86）を停止
    しこの時点から制御信号（ｓ）が一定となりかつ制御装
    置（28）がストップ入力を有し同入力はカウンタ（82）
    をそのリセット入力（RS）を介して従って制御信号
    （ｓ）を遮断信号（ｄ）が出るとただちに０にリセット
    することを特徴とする特許請求の範囲第13項に記載の高
    周波外科器具。
  15. 【請求項１５】自動接続装置が設けられており、同装置
    が、単極凝固電極（15）及び中性電極（18）又は双極凝
    固電極（13）の両極が同時に患者の組織と導通を有して
    接触している場合にはただちに又は調節されリトリガさ
    れる遅延時間の後に自動的に導入され且つ自動接続装置
    が単安定弛張段階（150）を有し同段階が遮断信号
    （ｄ）によってトリガされ単安定弛張段階（150）に於
    て調節されるインパルス接続時間が終了してはじめて高
    周波発生装置の次の自動投入が可能となることを特徴と
    する特許請求の範囲第11項乃至第14項のいずれか１つに
    記載の高周波外科器具。
  16. 【請求項１６】電流指示装置（33）が設けられており、
    同装置が第１のアナログ又はデジタル指示装置（125）
    で高周波交流電流（IHF）の瞬時値を示し、第２のアナ
    ログ又はデジタル指示装置（124）で各凝固過程の高周
    波交流電流（IHF）の尖頭値を指示し、この際この尖頭
    値は高周波発生装置が遮断された後も同装置が再び投入
    される時点迄指示されたままでこの際尖頭値メモリー
    （127）が放電装置（122,123,128）により放電されただ
    ちに新たな尖頭値を取り入れることを特徴とする特許請
    求の範囲第11項乃至第15項のいずれか１つに記載の高周
    波外科器具。
  17. 【請求項１７】音響学的信号発生装置（30）が存在し、
    同発生装置が凝固過程の異なる状態に従属して異なる音
    調を発生し、この際高周波発生装置が接続されてはいる
    が高周波電流（IHF）が流れていない場合には例えば130
    Hzの周波数（f0）の基本音調を出し、高周波発生装置が
    遮断されている場合には音調周波数が電流（IHF）の強
    度に比例して上昇又は下降して時点（t2からt3）から特
    に2000Hzの高い周波数の断続音調を発することを特徴と
    する特許請求の範囲第11項乃至第16項のいずれか１つに
    記載の高周波外科器具。
  18. 【請求項１８】音響学的信号発生装置（31）が設けられ
    ており、同装置が接続装置（21又は22）が投入されてい
    るにもかかわらず高周波発生装置（１）が投入されてい
    る場合又は接続装置（21及び（又は）22）が投入されて
    いるにもかかわらず高周波発生装置（１）が遮断されて
    いる場合に警報信号を出し、この際この信号は単安定弛
    張段階（44）により高周波発生装置の各投入時点（t1）
    に対して時間的に遅延して鳴ることを特徴とする特許請
    求の範囲第11項乃至第17項のいずれか１つに記載の高周
    波外科器具。
  19. 【請求項１９】高周波発生装置（１）がAND素子（23）
    を介して、自動接続装置（22）及び手動接続装置（21）
    が同時に投入信号（b,a）をAND素子（23）に送った場合
    にのみ投入されることを特徴とする特許請求の範囲第12
    項乃至第18項のいずれか１つに記載の高周波外科器具。
  20. 【請求項２０】前以って調節される時間の後に高周波発
    生装置を自動的に遮断するための投入時間制限装置（2
    7）が設けられており、且つ最大投入時間（t1から
    tmax）が投入信号（ｃ）によって後トリガーされること
    を特徴とする特許請求の範囲第11項乃至第19項のいずれ
    か１つに記載の高周波外科器具。
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