JPH08504646A - 電気手術器用の処理装置及びその使用方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 電気手術器（ＥＳＵ）（10）の複数のパラメータをモニタして、それらパラメータを負荷及び高周波エネルギに関連させて制御するための回路であり、ＥＳＵの負荷を測定するための、負荷に応答して動作する出力検出回路（11）を備えている。この検出回路（11）に接続されている信号補正部（12）が、測定された夫々の信号に強調処理を施した上で、それら信号をバッファ（13）へ転送する。アナログ・ディジタル・コンバータ（Ａ／Ｄ）（18）がそれら信号をディジタル化することによって、波形パルス列が毎秒約８百万サンプルの速度でサンプリングされる。ディジタル化された信号はデータ・メモリ（21）に記憶される。高周波駆動クロック（27）がＥＳＵの出力に接続されており、また、サンプル・クロック（19）が、移相を利用して、プロセッサ（ＤＳＰ）（20）への入力信号の照会を、移相を利用しないときより高い周波数のサンプリング・レートで行えるようにしている。ＤＳＰはデータ・メモリ（21）に記憶されている信号を受取り、受取った信号を処理しつつ、それと並行して、測定されたＥＳＵのパラメータのモニタ及び算出を実行する。ＥＳＵのパラメータには、高周波波形パルス列エネルギの、電圧、電流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、ピークピーク電圧、ピークピーク電流、スペクトル成分、及び／または波高率等が含まれる。算出したＥＳＵのパラメータを用いて、ＥＳＵに備えられている高圧電源回路のフィードバックの制御か、或いは高周波駆動パルスのフィードバック制御か、或いはそれら両方の制御を行うようにしている。また方法は、ＥＳＵをモニタして、そのＥＳＵを、負荷に関連させて制御する方法であって、負荷に応答する回路であるＥＳＵ出力検出回路（11）によって複数のパラメータを収集するステップと、信号補正部（12）によって夫々の信号に強調処理を施すステップと、それら信号をバッファ（13）へ転送するステップと、それら信号をＡ／Ｄコンバータ（18）によって変換するステップと、それら信号をデータ・メモリ（21）に記憶させるステップと、それら信号をＤＳＰが受取るようにするステップと、ＥＳＵの出力パラメータを反復して測定することによってそれら信号を処理し、モニタし、且つ制御するステップとを含んでいる。

Description

【発明の詳細な説明】 電気手術器用の処理装置及びその使用方法 １．発明の分野 本発明は、電気手術器の出力エネルギに応答して動作する回 路に関するものであり、電気手術器の出力エネルギは負荷の関数として変化する ようにせねばならない。より詳しくは、本発明は、電流発生装置の出力の指標と なる様々なパラメータと、それらパラメータの調節とに関するものであり、それ らパラメータを調節するには、それらパラメータの信号に強調処理を施すと共に それら信号をアナログ形式からディジタル形式へ変換して、プロセッサにそれら 信号の評価を行わせ、しかる後に、電流発生装置に接続したフィードバック・ル ープを介してそれら信号を制御するようにしている。 ２．開示の背景 電気手術器は、高周波電流発生装置とそれを制御するための 制御装置とを備えており、それらを用いて、高周波電気エネルギによる切開作用 や凝固作用を得るようにしている。また、その高周波電気エネルギは、切開作用 や凝固作用を強化するために、例えばパルス形状の電気エネルギとしてある。手 術に電気手術器を使用する場合、術者はその電気手術器によって切開処置を行う こともできれば、混合処置、つまり止血処置を伴う切開処置を行うこともでき、 更には純然たる凝固処置を行うこともできる。手術の進行につれて、術者はそれ ら様々な動作モードのうちから１つを選択したり、動作モードの変更を行ったり するが、その選択ないし変更はいずれも容易に行うことができる。いずれの動作 モードにおいても、所望の手術作用を得るためには患者へ供給される電力を調節 することが重要になる。必要以上の電力が供給されると、体組織が破壊され、完 治するまでの期間が長引くことになる。必要量に満たない電力しか供給されなけ れば、手術処置が不可能になる。従って、電気手術器の電流発生装置から出力さ れる電力を、手術処置の対象をなす体組織の種類に応じて制御する必要がある。 手術の進行につれて、様々な種類の体組織が現れてくる。必要な電力は体組織の 種類ごとに異なる。即ち、体組織の種類によって頻繁に変化する体組織のインピ ーダンスに応じて、必要な電力も変化する。また、同種の体組織であっても乾燥 によってその負荷の大きさが変化し、更には、電気手術器のツール（メス先電極 ）の位置や大きさも負荷の大きさに影響を及ぼす。即ち、ツールが体組織の中へ 深く挿入されるにつれて、或いは、体組織から引抜かれるにつれて、体組織はそ のインピーダンスが変化し、従って負荷の大きさが変化する。それゆえ、良好な 結果が得られている電気手術器の電流発生装置にはいずれも、術者が必要として いる電気手術作用を制御するための、何らかの形の自動電力調節機構が組込まれ ている。 市販されている電気手術器の電流発生装置に採用されている一般的な電力調節 機構には２種類のものがある。最も広く採用されている種類の電力調節機構は、 その電流発生装置を接続した交流電灯線から、その電流発生装置の直流電源回路 へ供給されている電力を制限することによって、その直流電源回路を制御する方 式のものである。フィードバック制御ループがその直流電源回路の出力電圧を目 標値である設定値と比較することによって、調節が行われるようにしている。市 販されている電気手術器の電流発生装置に採用されているもう１つの種類の電力 調節機構は、高周波増幅回路の利得を制御する方式のものである。アナログのフ ィードバック制御ループが、高周波増幅回路の出力電力を目標電力レベルと比較 することによって、その出力電力の、目標電力レベルへの調節が行われるように している。現在広く一般的に使用されている電流発生装置は、これらの方式によ って出力の調節を行っているが、負荷へ供給されている高周波出力電力をディジ タル方式で測定してその測定結果に従って制御を行うというものではない。電流 発生装置がフィードバック制御されている場合でも、その制御は高周波出力電圧 を一定値に維持するための制御に過ぎず、そのような制御を除けば、電流発生装 置の殆どは開ループ方式で動作させられており、即ちフィードバック制御はなさ れていない。 更に詳しく説明すると、米国特許第３９６４４８７号、同第３９８００８５号 、同第４１８８９２７号、及び同第４０９２９８６号には、負荷インピーダンス が増大するにつれて出力電流が減少する回路が備えられている。これらの特許に おいては、出力電圧を一定値に維持することによって、負荷インピーダンスの増 大と共に電流が減少するようにしている。同様に、米国特許第４１２６１３７号 で は、電力レベル基準信号と、電気手術器の検出電流と検出電圧との積とを比較し て得られたフィードバック信号に、非線形補償回路を適用することによって、電 気手術器の電力増幅回路を制御するようにしている。 公知となっている様々な種類の高周波電力調節機構は、それなりの成功を納め てはいるものの、それらのいずれにも何らかの不都合な性質が付随していた。不 都合な性質のうちの１つは、調節の応答時間に関するものであった。手術の実行 中に現れる様々な種類の体組織に付随するインピーダンスは大きく変動すること がある。インピーダンスの大きい体組織からインピーダンスの小さい体組織へ移 行する際には、電気手術器の電流発生装置がインピーダンスの小さい体組織に適 合するレベルまで出力電力を減少させるより早く、そのインピーダンスの小さい 体組織を不必要に破壊して損傷してしまうおそれがある。同様に、インピーダン スの大きな体組織が現れた場合には、電流発生装置の出力電力が、一時的に、術 者が意図している手術作用を正確に発生させ続けるには不適当なレベルになるお それがある。従って手術の実行が困難または不可能になる。この問題を認識した のが米国特許第４６５８８１９号であり、同米国特許においては、負荷へ供給さ れる電力が、直流電源回路の出力電圧と、その負荷の大きさとの、関数となるよ うにしており、負荷の大きさは、負荷の電圧と電流とを検出する電圧センサ及び 電流センサによって測定するようにしている。また、マイクロプロセッサが、そ れらの検出信号をディジタル化して、負荷インピーダンスの大きさと負荷に実際 に供給されている電力とを算出するようにしている。そのため、このマイクロプ ロセッサのコントローラは、電流発生装置が動作している間中、測定、計算、及 び補正のプロセスを約２０ミリ秒ごとに１回ずつ反復して実行している。 従来の電気手術器の電流発生装置に付随している高周波出力の電力調節に関係 したもう１つの問題として、その電流発生装置が、中間的なインピーダンス領域 で電力の伝達量が最大になるように設計されているということに起因する問題が ある。一般的な増幅回路と同様に、電気手術器の電流発生装置もまた、その内部 インピーダンスとその電流発生装置に接続されている出力負荷インピーダンスと が等しいときに、電力の伝達量が最大になる。一般的に、負荷インピーダンスが 大きくなると、比較される負荷インピーダンスと内部インピーダンスとの差が大 きくなるため、電力の供給量は低下する。この電力の供給量の低下を補償するた めに、術者のうちには、初期電力設定値を必要以上に高いレベルに設定する者も いる。この場合、切開位置がインピーダンスの大きな体組織の部分を通り過ぎた ならば、出力電力設定値が過大のままであることから、体組織が破壊されたり、 意図しない手術作用が発生したりすることになる。例えば、切開の開始位置では 、死滅した細胞の割合が比較的大きい皮膚組織を切開することになるが、この皮 膚組織は皮下にある他の体組織の細胞と比べて水分含有量が非常に少なく、即ち 表皮はその下の体組織と比べてインピーダンスが大きい。切開の開始位置では電 力設定値を大きくしておく必要があるが、切開を開始した後には電力を減少させ る方が良好な結果が得られるのである。市販されている電気手術器の電流発生器 を使用した場合には、切開の開始位置での切開深さが意図した以上の深さになる ことがしばしばあるが、その原因は、供給電力が過大であるために、活性電極、 即ちメス先電極が、術者が意図する以上に深く切開してしまうことによるもので ある。術者としては、切開深さが、制御された深さとなることを望んでおり、そ の制御された深さにおいて手術を行いたいと考えている。ところが必要以上の電 力が供給されるような電力調節が行われると、切開部位によってはその切開深さ が深くなり過ぎ、好ましくない出血を生じさせることになる。そのため非常に多 くの術者が、切開の開始位置においては、電気手術器の電流発生装置に接続した 活性電極である電気メスを使用せず、通常の刃物のメスを使用する方がよいとし ている。 入手可能な電気手術器の電流発生装置に付随している高周波出力の電力調節に 関係した更にもう１つの問題として、手術処置をまさに開始しようとするそのと きに、回路が開いた状態であるために火花が発生するという問題がある。電気手 術器を用いた処置が開始されるまでは、回路が開いた状態にあるため出力電力の 供給は行われていない。電力調節回路は、この状態を補償しようとして、電力供 給量が最大になるような調節を行っている。活性電極（メス先電極）を、電気手 術作用が発生する距離まで体組織に近付けたならば、電力調節回路によって電力 供給能力が最大限に高められているため、比較的高い電圧の電弧が発生する。凝 固作用（高周波放電作用）を得るための動作モードでは連続電弧が必要とされる が、その他の場合には電弧の発生は望ましいことではない。最終的には電力調節 回路によって余分な電力が削減されることになるが、そのときには既に、最初に 発生した電弧即ち火花によって体組織の甚だしい破壊が生じていることがある。 尚、この火花とそれに伴う体組織の甚だしい破壊とは、術者が活性電極を体組織 に近付けたときにはいつでも発生するおそれがある。 回路が開いた状態にあるとき、ないしは出力インピーダンスが甚だしく大きい 状態にあるときには、患者に分流経路熱傷を負わせる危険も増大している。分流 経路熱傷が生じるのは、電流が、患者に装着した対極板を介して電気手術器の電 流発生装置へ環流せずに、その患者から、例えば手術台等の、その患者の周囲に あって接地状態にある何らかの導電性の物体へ電流が流れたときである。回路が 開いた状態にあるときや、インピーダンスが大きい状態にあるときには、出力電 圧が低下するようにしておけば、高周波漏れ電流を小さくし、また高周波漏れ電 流が発生する確率も低下させることができる。 市販されている電気手術器の電流発生装置に付随している高周波出力の電力調 節に関係した更にもう１つの問題として、その電流発生装置の出力端子の短絡に 関する問題がある。電気手術器の電流発生装置が動作しているか否かを即座に確 かめるためにしばしば行われている方法に、決して勧められる方法ではないが、 単に２つの出力電極を短絡させて、そこに電気火花が発生するか否かを見るとい う方法がある。この短絡によって起こり得る結果の１つとして、電流発生器の電 源回路が破壊されるということがある。電流発生装置は、回路が開いているため に大きな電力を供給しようとしている状態から、短絡によって生じた小さなイン ピーダンスに対応した状態へ移行するための調節を高速で行おうとする。しかし ながら、その調節速度には限界があるため、電源回路中の電力関係の部品は、適 切な補正をしきれないうちに限度以上に駆動されてしまい、たちまち破壊されて しまう。 米国特許第４７２７８７４号が開示している電気手術器の電流発生装置は、高 周波パルス幅変調方式のフィードバック電力制御機構を備えており、この電力制 御機構においては、電流発生装置の１回の動作サイクルごとに、その動作サイク ルにおける電力量が調節されており、この電力量の調節は、駆動エネルギ・パル スのパルス幅を変調することによって行われている。高周波信号の一部分を瞬時 に解析して負荷インピーダンスが電気手術器にどのような影響を及ぼしているか をリアルタイムで解明することは不可能である。そこで、一連の複数の高周波パ ルスを調査することによって、体組織に及ぼされているリアルタイムの影響に関 連させて、その出力を制御できるようにすることが望まれる。出力を瞬時に補正 することは不可能であり、複数の出力パルスの平均値を変化させることができる だけである。これに関しては、例えば米国特許第４３７２３１５号を参照された い。同米国特許に開示されている回路では、１組の高周波パルスをパルス・バー スト方式で供給するごとに、その都度インピーダンスを測定し直すようにしてい る。また、米国特許第４３２１９２６号では、供給量を制御するためのフィード バック・システムは備えられているが、インピーダンスの検出はリアルタイム方 式で行われていない。 電気手術器を使用した医療処置においては、切開作用ないし凝固作用を得るた めの高周波エネルギに対して、制御可能で精密な調節を施す必要がある。また、 切開ないし凝固を施す部位に近接した重要な組織ないし臓器を損傷させることが ないように、エネルギ注入領域を、それを必要とする処置領域のみに限局せねば ならない。切開と凝固とのいずれの処置を施す場合でも、電気手術器から体組織 へ供給される電気エネルギは、単極性の電気エネルギである。体組織の負荷とし ての挙動は、電気用語でいうところの可変インピーダンスに相当し、この可変イ ンピーダンスは、手術処置を施しているその体組織の性質に応じた関数になる。 この負荷インピーダンスは、抵抗成分、容量成分、及び誘導成分を持つものであ り、また、電気手術器から体組織までのエネルギの通過経路によっても、同様に 、抵抗成分、容量成分、及び誘導成分が追加される。 できるものならば、抵抗、インダクタンス、及びキャパシタンスの夫々の変動 を瞬時に測定して、それらの変動に応じて電気手術器の出力を補正することが好 ましい。実際にはこれを実行することは不可能であるが、その代わりに、電気手 術器の電圧、電流、電力等の出力パラメータならば測定ないし算出することがで きる。同様に、例えば定電流、定電圧、定電力等の動作パラメータを選択した場 合に、パルス周波数が一般的に５００キロヘルツもの高周波であるため瞬時レベ ルでの調節は不可能であるが、瞬時レベルでなければそれら動作パラメータの調 節も可能である。しかしながら電気手術器の出力を制御するために現在広く一般 的に使用されている制御回路では、そのような調節を行うのに必要な応答時間を 達成することはできない。 電気手術器を含めた様々な機器の出力信号をアナログ方式で測定するというこ とは周知のことであり、また実際に広く行われているが、それは、現実世界が主 としてアナログの世界であるからであり、また、電子回路によるアナログ信号の 処理が広く知識として行き渡っていて実行が容易だからである。例えば、増幅、 フィルタ処理、周波数変調、等々の機能は、アナログ信号を取扱うために設計さ れた回路にとってはごく一般的な電子機能である。アナログ信号は本来的に連続 する性質を有するため、アナログ信号用の検出器は、信号の変動によって発生し た不連続部を認識することは不得手である。 ディジタル信号即ち離散信号は、ある１つの状態からそれとは明確に異なった 別の状態へ変化する信号である。例えば、「オン」または「オフ」の状態を測定 することは容易であり、なぜならば「オン」から「オフ」への変化には連続性が 存在しないからである。ただ２つの状態だけを取扱えば良いということ、即ち、 一方の状態と他方の状態とのいずれが存在しているかだけを取扱えば良いという ことによって得られる利点は、測定値が限られることであり、また、主観的判断 を適用する必要がないことからも明瞭な利益が得られる。信号をディジタル化す ることによって多くの利点が得られ、それら利点には、変動から受ける影響度を 小さくできること、精度を予め設定できること、ダイナミックレンジを広く取れ ること、非線形制御を適用し易いこと、予測性及び反復性が良好であること、環 境の変動に対する不感性が大きいこと、それに、再現性、融通性、多重化容易性 、及び経済性に優れることなどがある。 電気手術器はその出力としてアナログ信号を出力する。一方、プロセッサ即ち コンピュータはディジタル信号を取扱うように構成されており、従ってアナログ 信号からディジタル信号への変換が必要であるが、この変換をどのような方式で 行うかということが、使用回路の精度及び性能（即ち応答時間）に強く関係して くる。 本明細書においては、負荷に応答して動作する電気手術器用の制御装置と、そ の使用方法とを説明するが、これら装置及び方法は、先に引用した諸文献に記載 されてもおらず、当業界においてこれまで実施されたこともない装置及び方法で ある。先に引用した諸文献は、本発明がなされた時点における当業者の知識を教 示しているため引用したものである。 発明の概要 ここに開示して請求の範囲に記載するのは、負荷に応答して動作する、電気手 術器用の制御装置である。電気手術器の複数の動作パラメータをモニタして、そ れら複数の動作パラメータを、その電気手術器から供給される高周波エネルギに かかる負荷に関連させてリアルタイムで制御するための回路は、好ましくは、次 のような検出回路を備えたものであり、その検出回路とは、電気手術器の出力に 接続されており、その出力にかかる負荷に応答することによって、負荷がかかっ ているときの前記電気手術器の動作を表す複数のパラメータを収集する検出回路 である。 最も好ましいのは、前記検出回路に接続された信号補正部が、収集された夫々 の信号のパラメータに強調処理を施した上で、それら信号を、内部に配設し得る バッファへ転送するようにすることである。アナログ・ディジタル・コンバータ が、前記バッファから信号を受取り、受取った信号をアナログ形式からディジタ ル形式へ変換するようにしておく。前記信号をディジタル形式でデータ・メモリ に記憶させておき、このデータ・メモリに接続されたプロセッサが、記憶させて ある信号を受取るようにしておく。前記プロセッサは、受取った信号を処理しつ つそれと並行して前記電気手術器のモニタ及び制御を連続的に行うことができる ものとすることが最も好ましく、それらモニタ及び制御を行う際には、電圧、電 流、及び／または電力を測定して、高周波エネルギの波形パルスの、エネルギ出 力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／または波高率を瞬 時に算出するものであることが最も好ましい。必要に応じて更にその他のパラメ ータを測定及び／または算出するようにしても良い。 前記アナログ・ディジタル・コンバータは、フラッシュ・タイプのコンバータ とすることが好ましい。高周波駆動クロックを、前記電気手術器の高周波段を駆 動するディジタル駆動部に接続した構成としてもよい。好適実施例におけるフィ ードバック・ループは、電気手術器に備えられている高圧電源回路を操作するよ うに電気手術器に接続してある。別構成例として、このフィードバック・ループ を、電気手術器の主制御回路の高周波駆動パルスを調節するように電気手術器に 接続した構成としてもよい。更に別の構成例として、このフィードバック・ルー プを、電気手術器に備えられている高圧電源回路を操作すると共に、電気手術器 の主制御回路の高周波駆動パルスを調節するように、電気手術器に接続した構成 としてもよい。 出力動作パラメータには、定電流、定電圧、または電力が含まれ、それら出力 動作パラメータを、前記プロセッサの入力を介して、ＲＭＳ値として算出し、モ ニタし、及び／または調節することができる。電気手術器の出力パラメータを算 出することによって、ＲＭＳ電圧ないしピークピーク電圧、ＲＭＳ電流ないしピ ークピーク電流、それにＲＭＳ漏れ電流を含めた、様々な動作パラメータを制御 することができ、それら動作パラメータの各々を電気手術器のフィードバック・ ループにおける制御信号として考慮することができる。 電気手術器を制御するフィードバック制御の好適実施例では、電気手術器から 得た信号に、プロセッサが強調処理を施すようにしている。サンプリングを１６ メガヘルツの速度で行えるようにしてあり、データの測定を行う各パルスの位置 の移相を利用してこの速度を達成するようにしてもよく、また、その移送を利用 せずにこの速度を達成するようにしてもよい。移送を利用すれば、それだけで、 より安価な部品を用いて１６ＭＨｚのサンプリングを十分にシミュレートするこ とができる。その場合に、得られる信号は、各組が２５６個ずつの２組の信号に なり、その各組が８ＭＨｚで読取られる。またその場合に、サンプル・クロック が矩形波パルス列を発生するようにし、この矩形波パルス列によって、関係した 特定の波形パルス列における互いに隣接するサイクルの中の、サンプル・クロッ クの各矩形波パルスの立上りで先ずデータの獲得が行われ、続いて立下りでデー タの獲得が行われるように、データの獲得のタイミングを定めるようにする。電 気手術器の高周波駆動部が発生する１６個のパルスの、その各パルスごとに、プ ロセッサが電気手術器の出力を１６回ずつサンプリングし、それによって、サン プル・クロックの各矩形波パルスの立上りにおいて２５６個のデータ・ポイント が発生され、立下りにおいて更に別の２５６個のデータ・ポイントが発生される ようにする。 従って、プロセッサと、このプロセッサが、移相式サンプル・クロックを利用 しないときにデータ獲得を行い得る周波数よりも高い周波数でデータ獲得を行い 得るようにする移相式サンプル・クロックとによって、信号の分解能を向上させ ることができる。またこれによって、電気手術器の出力のモニタ及び制御が、非 常に広い電気手術器への入力スペクトル領域に亙って、しかも測定負荷に応じて 入力を補正することのできる十分な高速で行えるようになる。 電気手術器の複数の動作パラメータをモニタして、それら複数の動作パラメー タを、その電気手術器から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連させて 制御する方法は、次のようなステップを含んでいることが好ましく、そのステッ プとは、前記電気手術器の出力に接続されて、その出力にかかる負荷に応答する 検出回路によって、負荷がかかっているときの前記電気手術器の動作を表す複数 のパラメータを収集するステップである。これに続くステップは、前記検出回路 に接続された信号補正部によって、収集された信号のパラメータに強調処理を施 すステップである。これに続く２つの好ましいステップは、強調処理が施された 信号をバッファへ転送するステップと、前記バッファから前記信号を受取るよう に接続されたアナログ・ディジタル・コンバータによって、前記信号をアナログ 形式からディジタル形式へ変換するステップである。更に、前記信号をディジタ ル形式でデータ・メモリに記憶させておくステップを追加することが好ましい。 これに続く更なるステップは、記憶させた前記信号を前記データ・メモリから前 記プロセッサへ転送するステップである。前記プロセッサによって、前記信号を 処理しつつそれと並行して前記電気手術器のモニタ及び制御を連続的に行い、前 記電気手術器のモニタ及び制御を行うには、前記高周波エネルギの波形パルス列 の、電圧、電流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び ／または波高率を測定するようにするステップを実行することによって、好適実 施例の方法は完成する。 図面の簡単な説明 図１は、電気手術器の複数の動作パラメータをモニタして、それら複数の動作 パラメータを、該電気手術器から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連 させて制御するための回路の模式的ブロック図である。 図２は、プロセッサ・バス及び電気手術器の高周波駆動部のための回路の模式 的ブロック図である。 図３は、負荷インピーダンス（ｘ軸）に対する電力（ｙ軸）を表したグラフで ある。 発明の詳細な説明 電気手術器１０の複数の動作パラメータをモニタして、それら複数の動作パラ メータを、その電気手術器１０から供給される高周波エネルギにかかる負荷に件 連させて制御するための回路と、その回路の使用方法とを、ここに開示し、また 請求の範囲に記載する。請求の範囲は、ここに具体例として説明し図示するもの の構成、及び具体的に説明するその使用方法に限定されるものではない。また請 求の範囲は、本発明以前の当業者の知識に照らして修正ないし斟酌した請求項の 文言によって規定される本発明以前の当業者の在来の知識を勘案して解釈さるべ きものである。 図１には、電気手術器１０の複数の動作パラメータをモニタするための回路を 模式的なブロック図で示した。図２には、電気手術器１０から供給される高周波 エネルギにかかる負荷に関連させてそれら複数のパラメータを即時に制御するた めのディジタル信号処理を、模式的なブロック図で示した。 検出回路１１は、負荷がかかっているときの電気手術器１０の動作を表す複数 のパラメータを収集することができるようにした回路である。この負荷は、体組 織を切開したり凝固させたりするために供給されるエネルギに対するインピーダ ンスである。このインピーダンスは変動するインピーダンスであり、また、誘導 成分、容量成分、及び抵抗成分を含んでおり、それら成分はこの電気手術器１０ にかかる変動するインピーダンス負荷の一部を構成するものである。この電気手 術器１０の出力と、体組織の切開または凝固ないしはそれらの混合モードの作用 を得るための任意の器具とをケーブルないし配線で接続するが、そのケーブルな いし配線によっても、このシステムに更なるインピーダンス成分が追加される。 従って、使用している具体的な器具と共にそのケーブルないし配線もまた、ここ でいう負荷の一部を構成する。 図１に示すように、検出回路１１には、収集された夫々のパラメータを表す信 号に強調処理を施した上でそれら信号をバッファ１３の中へ転送するための、信 号補正部１２が接続されている。信号補正部１２は利得スケーリング要素１４を 含んでおり、この利得スケーリング要素１４は、検出回路１１から受取った信号 の振幅を調節ないし減衰する要素である。利得スケーリング要素制御部１５は、 利得スケーリング要素１４を設定するものであり、また、フィードバック・ルー プ１６の中の信号処理に応答するようにしてあり、これらについては、この図１ に開示した複数のパラメータのモニタ及び制御を行うための回路に関連させて後 に更に説明する。 ＭＵＸ１７は多重化部であり、測定対象の複数の信号のうちから１つの信号を 選択できるようにしている。より詳しくは、より重要度の高い信号を選択してバ ッファ１３へ転送するようにしている。選択対象の信号のパラメータには、例え ば、単極性かそれとも双極性かという極性、電圧、電流、ないしは漏れ電流等が あるが、それら信号の間の相対的な優先度は、オペレータが選択した具体的なモ ードの関数となる。例えば好適実施例では、電圧及び電流の測定を３２回実行し たならば、漏れ電流のチェックを１回実行するようにしている。この測定回数の 比は、多重化部１７への入力の１つとしてあるため、容易に設定することができ る。 バッファ１３は、選択されて多重化された複数の信号を多重化部１７から受取 り、それら信号をアナログ・ディジタル・コンバータ１８への入力とすることが できるように、それら信号にコンディショニングを施すためのものである。サン プル・クロック１９は、サンプリング周波数を定めているクロックであり、アナ ログ・ディジタル・コンバータ１８に接続されている。バッファ１３は増幅器と 抵抗器とを並列に接続して構成したものであり、信号のレベルを、使用している 具体的なアナログ・ディジタル・コンバータ１８に適合するレベルにする。 具体的な一例として、高周波出力の周波数が５００キロヘルツ近辺にあるもの とし、検出回路１１を介して電圧をサンプリングする場合について説明する。検 出回路１１は、ＥＳＵ１０の出力トランスの二次巻線の電流及び電圧の瞬時値を 時々刻々と送出している。その平均値がディジタル形式でプロセッサ２０へ供給 されており、このプロセッサ２０が、高周波出力の波形パルス列の実効値(root mean square：ＲＭＳ値)を算出する。様々なモードが設定されるのに応じて、利 得スケーリング要素１４が、その選択されたモードに合わせて設定され、高周波 出力信号の対象領域が、波形パルス列のうちの最も重要な領域にくるように調節 される。 本願の譲受人は米国特許第４６５８８１９号を所有しており、同米国特許は、 ＲＭＳ値による電気手術器１０の制御に関するものである。検出回路１１が取扱 う波形パルス列の周波数は、そのデータ・ポイントの個数が毎秒８００万個にも なる周波数であり、このデータ・ポイントの個数は、その速度を考慮して、１６ 個分の正弦波が２５６個のサンプル値で表されるようにしたものである。そのた めには、どうすればそれほど高い周波数の波形パルス列が正確に得られるかとい うことが重要になる。ＲＭＳ値は、Ｙ_RMS＝（１／ＮΣ(yn)²）^1/2として算出さ れ、この値を算出するために、正弦波１６個分に相当するパルス列から２５６個 の電圧サンプル値をサンプリングするのである。ピークピーク値で表される電圧 の変動幅即ち電圧差は、ＲＭＳ電圧の値に所定の波高率の値を乗じて２倍にした 値に略々等しい。電力出力を一定にする場合には、目標電力値をオペレータが選 択すれば、それに対応した電圧のＲＭＳ値及び電流のＲＭＳ値が即座に算出され る。従って、波形パルス列のサンプリングによって得られるＲＭＳ電力の測定値 は、Ｐ_RMS＝Ｖ_RMS×Ｉ_RMSとして算出される。検出回路１１がトランスの二次巻 線において測定する負荷インピーダンスの値は、Ｚ＝Ｖ_RMS／Ｉ_RMSとして得られ 、この値を用いて、電気手術器１０の出力を調節する際に使用する制御電圧を決 定することができる。プロセッサ２０は、波形パルス列から時々刻々とサンプリ ングされてくるサンプル値を受取り、計算処理によって、それらサンプル値をそ れらに対応した制御電圧（Ｅ_con）に変換する。この制御電圧（Ｅ_con）は、 電気手術器１０の調節を行う電圧であって、例えば、このＥ_conによって、電気 手術器１０の高圧直流電源回路ＨＶＤＣを操作するようにする。 具体的には、例えば、Ｐ_RMS＞Ｐ_DESIREDのときには、Ｅ_con＝Ｅ_con−１とする ようにしておく。また逆にＰ_RMS＜Ｐ_DESIREDのときには、Ｅ_con＝Ｅ_con＋１とす るようにしておく。更に、プロセッサ２０を、Ｅ_con＞Ｅ_{con max}のときにはＥ_{co n} ＝Ｅ_{con max}とし、逆にＥ_con＜Ｅ_{con min}のときには、Ｅ_con＝Ｅ_{con min}とする ようにプログラムしておく。同様に、Ｉ_Lkg-RMS＞Ｉ_Lkg-maxのときにもＥ_con＝ Ｅ_con−１とするようにしておく。サンプル信号がアナログ・ディジタル・コン バータ１８を飽和させた場合にもＥ_con＝Ｅ_con−１とするようにしておく。そし て、負荷インピーダンスＺが開回路状態のインピーダンスより大きいとき（Ｚ＞ Ｚ_{open circuit}）には、Ｅ_con：Ｅ_{con open circuit}とするようにしておく。 図３には、負荷インピーダンス（ｘ軸）に対する電力（ｙ軸）のグラフを示し た。この図では出力電力を略々一定に維持する制御が行われており、図中にＡ、 Ｂ、Ｃ、Ｄで表した部分は、前段落で説明した夫々の状況に対応している。より 詳しく説明すると、図３において電力曲線のうちの部分Ａは、インピーダンスが 約２００オームになるまでの曲線であり、オペレータが設定した電力値である約 ５０ワットに達したならば、略々水平に向きを変えている。部分Ｂでも、その設 定された電力レベルが保たれているが、この状態が続くのは漏れ電流が発生する までの間であり、出力電流と環流電流との差が１５０ミリアンペアを超えた時点 で漏れ電流が発生したものとしている。曲線のうち部分Ｃで示された部分では、 このように漏れ電流が発生している状態にあって、インピーダンスが増大すると 共に電力を低下させている。最後の部分Ｄには、開回路となった状態が示されて おり、インピーダンスが更に大きくなっており、電力の低下速度を更に増大させ ている。 以上の夫々の部分とプロセッサ２０の制御との間の関係は、次のように説明す ることもできる。部分Ａでは、Ｐ_RMS＞Ｐ_DESIREDのときにはＥ_con＝Ｅ_con−１と し、逆にＰ_RMS＜Ｐ_DESIREDのときにはＥ_con＝Ｅ_con＋１とするようにしている。 部分Ｂでも、Ｐ_RMS＞Ｐ_DESIREDのときにはＥ_con＝Ｅ_con−１とし、 逆にＰ_RMS＜Ｐ_DESIREDのときにはＥ_con＝Ｅ_con＋１とするようにしている。更に 、プロセッサ２０を、Ｅ_con＞Ｅ_{con max}のときには、Ｅ_con＝Ｅ_{con max}とし、逆 にＥ_con＜Ｅ_{con min}のときには、Ｅ_con＝Ｅ_{con min}とするようにプログラムして ある。部分Ｃでは、Ｉ_Lkg-RMS＞Ｉ_Lkg-maxであるため、Ｅ_con＝Ｅ_con−１として いる。また、サンプル信号がアナログ・ディジタル・コンバータ１８を飽和させ た場合には、Ｅ_con＝Ｅ_con−１とするようにしている。部分Ｄでは、負荷インピ ーダンスＺが開回路状態のインピーダンスより大きい（Ｚ＞Ｚ_{open circuit}）た め、Ｅ_con：Ｅ_{con open circuit}としている。 信号補正部１２をアナログ・ディジタル・コンバータ１８に接続して、この信 号補正部１２の中のバッファ１３から送出される信号を、アナログ形式からディ ジタル形式へ変換できるようにしている。こうしてディジタル化された夫々の信 号は、それら信号の存在または非存在がデータ・メモリ２１へ供給され、このデ ータ・メモリ２１に、動作パラメータを表しているそれら信号を、このデータ・ メモリ２１に接続しているプロセッサ２０がそれら信号が使用するときまで記憶 させておくようにしている。 プロセッサ２０は、それら信号を処理しつつそれと並行して電気手術器１０の モニタ及び制御を連続的に実行することができるようにしてある。このプロセッ サ２０としては、例えばAnalog Devices社製の「ADSP 2105型」等の集積回路を 用いることが好ましい。プロセッサ２０にはアドレス・デコーダ２２が付設され ており、このアドレス・デコーダ２２はプロセッサ２０から信号を受取るように してある。アドレス・デコーダ２２は、様々な出力レジスタのアドレスを送出す ることによってそれら出力レジスタをイネーブルするものであり、そのためにこ のアドレス・デコーダ２２にはシステム内のあらゆる構成要素のアドレスを教え てある。プロセッサ２０の中に備えたプログラム・メモリ２３は、高周波エネル ギの波形パルス列の、電圧、電流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペ クトル成分、及び／または波高率を測定する必要に応じて、然るべき命令を提供 するものである。先ず最初に、ディジタル・プロセッサ２０の中に備えたディジ タル信号処理データＲＡＭバッファ１３が、データ・メモリ２１に記憶されてい る信号を、ディジタル信号処理に使用するためにデータ・メモリ２１から受取 るようにしてある。 図１には更に、一括してホスト・コントローラ・インターフェース２４として 表した複数のシステム制御部が示されており、このホスト・コントローラ・イン ターフェース２４として表されたシステム制御部は、電力、モード、及びその他 の情報を、フロント・パネル２５からプロセッサ２０へ伝達する機能を果たして いる。以上に列挙したブロックが協働することによって、ユーザが様々な機能を 利用することができるようにしており、それらが提供する機能は、（1）所望の 電力の選択、（2）モードの選択、（3）制御方式の選択という機能である。 尚、図１において、同図に示した回路が最終的に発生する、パラメータをモニ タ及び制御するための出力は、この回路から、図２に開示されているディジタル 信号処理バス２６へ送出される。ディジタル信号処理バス２６は、高周波駆動ク ロック２７、混合制御部２８、及びパルス幅制御部２９を含んでおり、図１の回 路から、複数の動作パラメータをモニタして、それら動作パラメータを制御する ための信号を受取っている。高周波駆動クロック２７、混合制御部２８、及びパ ルス幅制御部２９は、その各々が、時間を補正して、ディジタル信号プロセッサ ・バス２６が受取った複数の信号を組立てて、電気手術器１０の電流発生装置を 駆動するための高周波駆動部３０へ供給することのできる信号にする。高周波駆 動クロック２７は高周波出力の基本周波数を定めている。混合制御部２８は、混 合作用を得る動作モードないし凝固作用を得る動作モードが選択されているとき に、パルス群の通過と遮断とを交互に行う。パルス幅制御部２９は、個々の高周 波駆動パルスの幅を制限することによって、高周波出力信号を制御するものであ り、従って、高圧電源回路を制御したり高周波増幅回路の利得を制御したりする 以外の方法で、高周波出力信号を制御するものである。 ディジタル信号処理バス２６は更に、電気手術器１０から、この電気手術器１ ０の高周波出力段が安全動作限界に近付いたという状況が高周波電流限界検出部 ３１によって検出されたことを表す信号を受取る。電流限界検出部３１は、例え ばValleylab Force 40のように、電気手術器のメーカーによって設定され、電流 限界検出部３１の設定値はモードや電力等に応じて様々な値を取る。上述の状況 が発生したならば、電気手術器１０の駆動量（econまたはパルス幅）が、ハー ドウェア的な限界状況が解消されるまで減少させられる。これは、ＨＶＤＣへの 制御電圧（econ）を低下させるか、或いは、高周波駆動クロック２７へのパルス 幅を変化させるかの、いずれかによって行われる。 更に、ディジタル信号プロセッサ・バス２６からは、直流電源回路制御部３２ へも信号が供給されており、この直流電源回路制御部３２は、その信号に従って 電気手術器１０の中の高圧直流（ＨＶＤＣ）電源回路を制御する。econは、電気 手術器１０の電源回路の入力へ供給されるアナログ制御電圧である。電源回路の 出力電圧はeconに比例し、例えば、econが約５ボルトのときには出力電圧が約２ ００ボルトになり、econが約１ボルトのときには出力電圧が約４０ボルトになる というようにしてある。更に加えて、プロセッサ２０の信号が、高周波電流限界 検出部３１のセンサで補正されたものが、この高周波電流限界検出部３１から送 出される制御入力として使用されており、この制御入力によって、先に説明した ように電気手術器１０の電流制御を行えるようにしている。 アナログ・ディジタル・コンバータ１８はフラッシュ・タイプのコンバータで あり、そのため波形パルス列を毎秒約８００万サンプルの速度でサンプリングす ることができる。このタイプのアナログ・ディジタル・コンバータで入手可能な ものにはMotorola社製の部品番号「MC 10319」のコンバータがある。フラッシュ ・タイプのコンバータであることから、波形パルス列のサンプリングは、例えば １サイクルまたは数サイクルの間に、周期的に反復して何度も行われる。先に触 れたように、移相を利用することによって、より安価な部品を用いて、同じ高い 周波数の応答を得ることができる。それによって例えば、より高価な部品を使用 するための費用をかけずに、高周波分解能を倍増することができる。 電気手術器１０は内部に高圧電源回路を備えており、この高圧電源回路がフィ ードバック・ループ１６によって操作されるようにしてある。フィードバック・ ループ１６は、電気手術器１０の主制御回路の高周波駆動部３０のパルスを調節 できるように、この電気手術器１０に接続されている。従って、フィードバック ・ループ１６が電気手術器１０を調節するための可能な方法として、電気手術器 １０の高圧電源回路を制御することによって高周波出力を調節する方法と、高周 波駆動パルスを制御することによって高周波出力を調節する方法と、それら両方 を組合せた方法とがある。電気手術器１０の出力動作パラメータには、定電流、 定電圧、または電力があり、それらは、ＲＭＳ値として算出することができ、モ ニタすることができ、及び／またはプロセッサ２０への信号入力を介して調節す ることができる。電気手術器１０のそれら出力パラメータを算出したならば、そ れらの算出した値に基づいて、電気手術器１０の様々な動作パラメータを制御す ることができる。その種の制御可能な動作パラメータには、例えば、ピークピー ク電圧、ピークピーク電流、それに漏れ電流等がある。これら動作パラメータの 各々は、単独でも、また組合せても、電気手術器１０へのフィードバック・ルー プ１６における制御信号として利用することができる。 アナログ・ディジタル変換を行う信号変換部へ供給される信号の可能なサンプ リング速度は８メガヘルツである。そのため電気手術器１０の高周波駆動部３０ がパルスを１個発生するごとにプロセッサ２０は電気手術器１０の出力を１６回 ずつサンプリングすることができる。その場合、信号の分解能は、サンプリング が１６メガヘルツで行われる場合と同じになり、なぜならば、サンプル・クロッ クの各矩形波パルスの立上りと立下りとでデータの獲得が行われるため、データ の獲得を、より高い１６メガヘルツで行えるからである。更にアナログ・ディジ タル変換を行っているため、電気手術器１０の出力のモニタ及び制御を、非常に 広い電気手術器１０への入力スペクトル領域に亙って、しかも大きな遅滞を生ぜ ずに測定負荷に応じて入力を補正することのできる十分な高速で、行えるように なっている。

───────────────────────────────────────────────────── 【要約の続き】 を実行する。ＥＳＵのパラメータには、高周波波形パル ス列エネルギの、電圧、電流、電力、負荷インピーダン ス、漏れ電流、ピークピーク電圧、ピークピーク電流、 スペクトル成分、及び／または波高率等が含まれる。算 出したＥＳＵのパラメータを用いて、ＥＳＵに備えられ ている高圧電源回路のフィードバックの制御か、或いは 高周波駆動パルスのフィードバック制御か、或いはそれ ら両方の制御を行うようにしている。また方法は、ＥＳ Ｕをモニタして、そのＥＳＵを、負荷に関連させて制御 する方法であって、負荷に応答する回路であるＥＳＵ出 力検出回路（11）によって複数のパラメータを収集する ステップと、信号補正部（12）によって夫々の信号に強 調処理を施すステップと、それら信号をバッファ（13） へ転送するステップと、それら信号をＡ／Ｄコンバータ （18）によって変換するステップと、それら信号をデー タ・メモリ（21）に記憶させるステップと、それら信号 をＤＳＰが受取るようにするステップと、ＥＳＵの出力 パラメータを反復して測定することによってそれら信号 を処理し、モニタし、且つ制御するステップとを含んで いる。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．一次巻線と二次巻線とを有する出力トランスを備えた電気手術器１０の複 数の動作パラメータをモニタして、それら複数の動作パラメータを、該電気手術 器１０から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連させてリアルタイムで 制御するための回路において、 前記電気手術器１０の出力から供給される高周波エネルギを受取り、その供給 される高周波エネルギにかかる負荷に応答し得るように接続された検出回路１１ であって、前記二次巻線が発生する電流及び電圧の瞬時値を提供するように接続 されており、それによって、負荷がかかっているときの前記電気手術器１０の動 作を表す複数のパラメータを収集し得るようにした検出回路１１と、 前記検出回路１１に接続された信号補正部１２であって、信号の処理とフィー ドバックとに応答して、前記検出回路から受取ったパラメータの振幅を強調手段 によって調節ないし減衰する信号補正部１２と、 前記信号補正部に接続されたバッファであって、収集され強調処理を施されて そのレベルを設定されたパラメータを受取るバッファと、 前記バッファに接続されたフラッシュ・タイプのアナログ・ディジタル・コン バータ１８であって、前記バッファから信号を受取り、受取った信号のアナログ 形式からディジタル形式への変換を１回のサイクルの間に複数回に亙って行うア ナログ・ディジタル・コンバータ１８と、 前記アナログ・ディジタル・コンバータに接続されたデータ・メモリ２１であ って、変換された前記信号をディジタル形式で記憶させておくためのデータ・メ モリ２１と、 記憶されている前記信号を前記データ・メモリ２１から受取れるように該デー タ・メモリ２１に接続されたプロセッサ２０であって、受取った信号を処理しつ つそれと並行して前記電気手術器１０のモニタ及び制御を連続的に行い、前記電 気手術器１０のモニタを行うには、前記高周波エネルギの波形パルス列の、電圧 、電流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／または 波高率を測定するようにし、前記電気手術器１０の制御を行うには、設定された モ ードと前記プロセッサ２０のアルゴリズムとに従ってその制御を行うことによっ て、前記高周波エネルギの波形パルス列の、予め規定されている、電圧、電流、 電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／または波高率を 達成するようにしたプロセッサ２０と、 を備えたことを特徴とする回路。 ２．フラッシュ・タイプの前記アナログ・ディジタル・コンバータ１８が、毎 秒約８百万サンプルの速度で波形パルス列のサンプリングを行えるフラッシュ・ タイプのコンバータであることを特徴とする請求項１のモニタ及び制御のための 回路。 ３．電気手術器の動作パラメータをモニタするための前記回路に備えられてい る高周波駆動クロック２７が、前記電気手術器１０の出力と同期するようにして あり、電気手術器の動作パラメータをモニタするための前記回路に備えられてい るサンプル・クロック１９を用いて、前記データ・メモリ内に記憶されている信 号を前記プロセッサ２０への入力とするために照会するタイミングを設定するよ うにしてあり、それらによって、サンプリングされたサンプルの個数とサンプル 周波数との積が高周波サイクル・タイムの整数倍になるようにしたことを特徴と する請求項２の回路。 ４．前記プロセッサ２０を前記電気手術器１０に接続されているフィードバッ ク・ループ１６によって制御が行われるようにしてあり、その制御は、前記電気 手術器の高圧電源を制御することによって高周波出力を調節するものであること を特徴とする請求項１の回路。 ５．前記プロセッサ２０を前記電気手術器１０に接続されているフィードバッ ク・ループ１６によって制御が行われるようにしてあり、前記フィードバック・ ループは、高周波駆動パルスを制御することによって前記電気手術器を制御する ものであることを特徴とする請求項１の回路。 ６．前記プロセッサ２０を前記電気手術器１０に接続されているフィードバッ ク・ループ１６によって制御が行われるようにしてあり、その制御は、前記電気 手術器の高圧電源を制御することによって高周波出力を調節するものであり、前 記フィードバック・ループは、高周波駆動パルスを制御することによって前記電 気手術器を制御するものであることを特徴とする請求項１の回路。 ７．前記プロセッサ２０の入力が、複数の出力動作パラメータをモニタし、算 出し、且つ制御するようにしてあり、それら複数の出力動作パラメータには、被 制御量である、ＲＭＳ値で表された、定電流、定電圧、または電力が含まれてい ることを特徴とする請求項１の回路。 ８．前記プロセッサ２０が、ピークピーク電圧、ピークピーク電流、及び漏れ 電流を含めた動作パラメータを制御すると共に、それらの各々を前記電気手術器 １０の前記フィードバック・ループ１６のための制御信号として考慮するように してあることを特徴とする請求項６の回路。 ９．前記電気手術器１０の中の高周波駆動部３０が１６個のパルスを設定する ようにしてあり、前記プロセッサ２０が前記電気手術器１０の出力を１６回サン プリングするようにしてあり、サンプル・クロックが立上りと立下りとを有する 矩形波パルスを画成しており、それらによって、実質的に互いに隣接するサイク ルの中の前記サンプル・クロックの各矩形波パルスの立上りにおいて２５６個の データ・ポイントが発生され、立下りにおいて別の２５６個のデータ・ポイント が発生されるようにしたことを特徴とする請求項３の回路。 １０．前記データ・メモリ内に記憶されていた信号を前記プロセッサ２０が受 取ったならば、それら信号が、前記アナログ・ディジタル・コンバータ１８から 矩形波パルス列の形の変換後信号を受取るための移相したサンプル・クロックに よる表示によって、各組が２５６個ずつの２組の信号に分けられるようにしてあ り、前記プロセッサが、最初に前記サンプル・クロックの各矩形波パルスの立上 りにおいて、続いてその矩形波パルスの立下りにおいて、前記矩形波パルス列を ８メガヘルツで読取るようにしてあることを特徴とする請求項９の回路。 １１．前記プロセッサが前記変換後信号の分解能を強化するようにしてあり、 移相式サンプル・クロック１９を使用して、前記プロセッサ２０が、該移相式サ ンプル・クロック１９を使用しないときに変換後信号を取扱い得る周波数より高 い周波数で信号を取扱い得るようにしてあり、それらによって、前記電気手術器 １０の広いスペクトル入力に亙って該電気手術器１０の電流及び電圧の瞬時値を モニタ及び制御し、測定された負荷に応じて前記トランスの出力をリアルタイム で補正できるようにしたことを特徴とする請求項１記載の回路。 １２．一次巻線と二次巻線とを有する出力トランスを備えた電気手術器１０の 複数の動作パラメータをモニタして、それら複数の動作パラメータを、該電気手 術器１０から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連させて制御するため の回路において、 前記電気手術器１０の出力から供給される高周波エネルギを受取り、その供給 される高周波エネルギにかかる負荷に応答し得るように接続された検出回路１１ であって、前記二次巻線が発生する電流及び電圧の瞬時値を提供するように接続 されており、それによって、負荷がかかっているときの前記電気手術器１０の動 作を表す複数のパラメータを収集し得るようにした検出回路１１と、 前記検出回路１１に接続された信号補正部１２であって、信号の処理とフィー ドバックとに応答して、前記検出回路から受取ったパラメータの振幅を強調手段 によって調節ないし減衰する信号補正部１２と、 前記信号補正部に接続されたバッファであって、収集され強調処理を施されて そのレベルを設定されたパラメータを受取るバッファと、 前記バッファに接続されたフラッシュ・タイプのアナログ・ディジタル・コン バータ１８であって、前記バッファから信号を受取り、受取った信号のアナログ 形式からディジタル形式への変換を１回のサイクルの間に複数回に亙って行い、 毎秒数百万サンプルの速度で波形パルス列のサンプリングを行い得るようにした フラッシュ・タイプのアナログ・ディジタル・コンバータ１８と、 前記アナログ・ディジタル・コンバータに接続されたデータ・メモリ２１であ って、ディジタル形式に変換された信号を記憶させておくためのデータ・メモリ ２１と、 前記電気手術器１０の出力から供給される高周波エネルギを受取るように接続 された高周波クロックであって、移相式サンプル・クロック１９を使用して、移 相を利用することにより、前記プロセッサ２０への入力信号の照会のタイミング を、移相を利用しないときより高い周波数のサンプリング・レートに設定するよ うにした高周波クロックと、 前記データ・メモリ２１に記憶されている信号を受取れるように該データ・メ モリ２１に接続されたプロセッサ２０であって、受取った信号を処理しつつそれ と並行して前記電気手術器１０のモニタを連続的に行い、前記電気手術器１０の モニタを行うには、前記高周波エネルギ・ユニットの波形パルス列の、電圧、電 流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／または波高 率を測定するようにしてあり、該プロセッサ２０において前記電気手術器１０の 出力パラメータを算出可能にしてあり、それによって、ピークピーク電圧、ピー クピーク電流、及び漏れ電流を含めた動作パラメータを制御してそれらの各々を 前記電気手術器１０へのフィードバックのための制御信号として考慮するように したプロセッサ２０と、 前記移相式サンプル・クロック１９は、前記プロセッサ２０が、該移相式サン プル・クロック１９を使用しないときに測定値を取扱い得る周波数より高い周波 数で測定値を取扱い得るようにしており、それによって、前記電気手術器１０の 広いスペクトル入力に亙って該電気手術器１０の電流及び電圧の瞬時値をモニタ 及び制御できるようにし、測定された負荷に応じて前記出力をリアルタイムで補 正できるようにしていることと、 前記電気手術器１０に接続されたフィードバック・ループ１６であって、該電 気手術器１０に備えられている高圧電源を操作することを可能にすると共に、前 記電気手術器１０の主制御回路の高周波駆動部３０のパルスを調節することを可 能にしており、更に、定電流、定電圧、または電力を含んでいる前記トランスの 出力動作パラメータを、前記プロセッサ２０の入力によって、ＲＭＳ値として算 出し、モニタし、及び／または制御することを可能にしているフィードバック・ ループ１６と、 を備えたことを特徴とする回路。 １３．前記データ・メモリ内に記憶されていた信号を前記プロセッサが受取っ たならば、それら信号が、前記アナログ・ディジタル・コンバータ１８から矩形 波パルス列の形の変換後信号を受取るための移相したサンブル・クロック１９に よって、各組が２５６個ずつの２組の信号に分けられるようにしてあり、前記プ ロセッサが、互いに隣接するサイクルにおける前記サンプル・クロックの各矩形 波パルスの立上りと立下りとにおいて、前記矩形波パルス列を８メガヘルツで読 取るようにしてあることを特徴とする請求項１２の回路。 １４．前記電気手術器１０の高周波駆動部３０の１６個のパルスの各パルスご とに、前記プロセッサ２０が前記電気手術器１０の出力を１６回ずつサンプリン グするようにしてあり、それによって、実質的に互いに隣接するサイクルの中の 前記サンプル・クロックの各矩形波パルスの立上りにおいて読取られる２５６個 のデータ・ポイントと立下りにおいて読取られる別の２５６個のデータ・ポイン トとが発生されるようにしてあることを特徴とする請求項１２の回路。 １５．電気手術器１０の複数の動作パラメータをモニタして、それら複数の動 作パラメータを、該電気手術器１０から供給される高周波エネルギにかかる負荷 に関連させて制御する方法において、 前記電気手術器１０の出力から供給される高周波エネルギを受取りその供給さ れる高周波エネルギにかかる負荷に応答し得るように接続された検出回路１１に よって、負荷がかかっているときの前記電気手術器１０の動作を表す複数のパラ メータを収集するステップと、 前記検出回路１１に接続された信号補正部１２によって、収集された信号のパ ラメータに強調処理を施すステップと、 前記信号補正部１２から信号を受取るように接続されたアナログ・ディジタル ・コンバータ１８によって、前記信号をアナログ形式からディジタル形式へ変換 するステップと、 前記信号をディジタル形式でデータ・メモリ２１に記憶させて、それら信号を 該データ・メモリ２１からプロセッサへ転送できるようにするステップと、 記憶されている前記信号が前記データ・メモリ２１から前記プロセッサ２０へ 受渡されるようにするステップと、 前記プロセッサ２０によって、前記信号を処理しつつそれと並行して前記電気 手術器１０のモニタ及び制御を連続的に行い、前記電気手術器１０ののモニタ及 び制御を行うには、前記高周波エネルギの波形パルス列の、電圧、電流、電力、 負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／または波高率を測定す るようにするステップと、 を含んでいることを特徴とする方法。 １６．前記信号を処理しつつそれと並行して前記電気手術器１０のモニタ及び 制御を連続的に行う前記ステップが、互いに隣接するサイクルにおいて信号を得 るタイミングをシフトすることを含んでいることを特徴とする請求項１５記載の 動作パラメータをモニタする方法。 １７．一次巻線と二次巻線とを有する出力トランスを備えた電気手術器１０の 複数の動作パラメータをモニタして、それら複数の動作パラメータを、該電気手 術器１０から供給される高周波エネルギにかかる負荷に関連させてリアルタイム で制御するための回路において、 前記電気手術器１０の出力から供給される高周波エネルギを受取りその供給さ れる高周波エネルギにかかる負荷に応答し得るように接続された検出回路１１で あって、前記二次巻線が発生する電流及び電圧の瞬時値を提供するように接続さ れており、それによって、負荷がかかっているときの前記電気手術器１０の動作 を表す複数のパラメータを収集し得るようにした検出回路１１と、 前記検出回路１１に接続された信号補正部１２であって、信号の処理とフィー ドバックとに応答して、前記検出回路から受取ったパラメータの振幅を強調手段 によって調節ないし減衰する信号補正部１２と、 前記信号補正部に接続されたバッファであって、収集され強調処理を施されて そのレベルを設定されたパラメータを受取るバッファと、 前記バッファに接続されたフラッシュ・タイプのアナログ・ディジタル・コン バータ１８であって、前記バッファから信号を受取り、受取った信号のアナログ 形式からディジタル形式への変換を１回のサイクルの間に複数回に亙って行うア ナログ・ディジタル・コンバータ１８と、 前記アナログ・ディジタル・コンバータに接続されたデータ・メモリ２１であ って、変換後の前記信号をディジタル形式で記憶させておくためのデータ・メモ リ２１と、 記憶されている前記信号を前記データ・メモリ２１から受取れるように該デー タ・メモリ２１に接続されたプロセッサ２０であって、記憶されている前記信号 を処理しつつそれと並行して前記電気手術器１０のモニタを連続的に行い、前記 電気手術器１０のモニタを行うには、前記高周波エネルギの波形パルス列の、電 圧、電流、電力、負荷インピーダンス、漏れ電流、スペクトル成分、及び／また は波高率を測定するようにしてあり、それによって得られた測定値に従って前記 電気手術器１０の制御を行うプロセッサ２０と、 前記プロセッサ２０に接続されたサンプル・クロック１９であって、ディジタ ル化された信号を前記プロセッサ２０から受取るタイミングを設定すると共に、 移相を利用して信号の分解能を向上させて、前記プロセッサ２０が、移相を利用 しないときに測定値を取扱い得る周波数より高い周波数で測定値を取扱い得るよ うにしており、更に、測定された負荷に応じて出力をリアルタイムで補正するこ とができるだけの十分な高速で前記電気手術器１０の出力をモニタするタイミン グを設定するサンプル・クロック１９と、 を備えたことを特徴とする回路。