JPH09508808A - インピーダンスフィードバック電気外科用システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 インピーダンスフィードバック電気外科システムが、電気外科器具と接触状態の組織内の組織インピーダンスの事前選択制御範囲の維持のため電気外科器具で有用である。本システムは、電気外科器具に関連付けられる活動電極と、患者と接触状態に遠方接地パッドの形式の戻り電極と、インピーダンスモニター装置とパワー制御ユニットとを含む。組織に影響を与えるの十分なエネルギーが活動電極を通じ組織にそして戻り電極に供給される。インピーダンス測定装置は電極と接続されそして組織電流と、活動電極と接地パッドとの間の電位差とに基づいて組織インピーダンスを決定する。測定組織インピーダンス表示信号がインピーダンス測定装置からパワー制御ユニットへ伝達され、しかしてパワー制御ユニットは順次、被測定組織インピーダンスを事前選択制御範囲内に維持するため、組織に適用の電気外科エネルギーを調整する。信号調整電子回路が、システム内のインピーダンス信号等の一定信号をモニターする。接続される論理回路が使用者にシステムの適当な指示、たとえば電気外科処置により影響された組織の状態に関係する聴覚、視覚および触覚感覚などシステムの適宜の指示を提供できる。

Description

【発明の詳細な説明】 インピーダンスフィードバック 電気外科用システム関連出願の参照 これは、1991年11月１日出願の米国特許出願第786,574号（現在米国特許第5,2 07,691号）の一部継続出願である1993年４月30日出願の米国特許出願第055,827 号および1991年11月１日出願の米国特許出願第786,572号の継続出願である1993 年２月18日出願の米国特許出願第019,334号の一部継続出願である。発明の背景 本発明は組織に電気外科用エネルギーを供給するようになされた電気外科用器 具に関するものである。 外科手続ないし処置は切れ込みが人間の組織に形成されることを要求する場合 が多い。かかる処置は、典型的には、一つまたはそれ以上の鋭い組織接触縁部を もつ外科用器具に対し力の付加を要求し、通常、切れ込み場所に出血を生ずる。 器具が切断を行いそして発生出血の迅速な統制または除去を行うことにおける容 易さは処置の成功および安全性にとって最も重要である。 切れ込みの形成および出血の統制または除去のため、現在知られる外科用切断 器具は種々の技術を使用する。一つの知られている器具はオハイオ州シンシナチ のEhic on社から入手可能なProximate Linear Cutter（近接直線性切断具）である。こ の器具は、特に、腸などの器官や組織において切れ込みを形成するのに適当なよ うになされている。本装置は、２つの歯部材間で組織または器官の一部と係合す る。切断の実行のため、歯部材の一方に装着の刃ないしブレードが所定パスに沿 って移動し、組織または器官に直線性の切れ込みを作る。手術ステープルが切れ 込みの両側において切断器具により配備され、２つのセグメントへの器官分離を 生じ、それぞれのセグメントが手術ステープルにより切れ込み近傍で封止される 。手術ステープルの使用および組織の正確な切断にも拘らず、出血は完全には除 去されずそして出血の統制または停止のため別個の焼灼処置が使用されねばなら ないことが多い。 出血の統制のため組織を切断しかつこれを焼灼するために、高周波（ＲＦ）エ ネルギーの形式の電流を使用する外科用器具もまた知られている。米国特許第4, 651,734号明細書は、電極を包含するよう修正された外科用メスを教示する。こ のメスは組織の切断および、適当に位置付けられる場合、切断処置の後に続く組 織の焼灼の能力を有する。かかる外科用器具は有用であるが、組織を同時に切断 および焼灼しない。使用されねばならない別個の焼灼処置は相当に時間がかかり そして不必要な出血を生じ得る。さらに、かかるメスは腸の横切開など多くの外 科処置に良好に適合せられない。 この理由により、正しい量の高周波エネルギーが目標組織に適用されることの 保証のため、器具は外科手術中注意深く統制されねばならない。たとえば、もし 外科用器具が組織の切断および焼灼のため十分な大きさで切断縁部を通じて組織 に高周波エネルギーを供給するならば、もし切断縁部があまりに長い期間、組織 と接触すれば組織の焼けが生ずるであろう。同様に、もし切断縁部が組織を通っ てあまりに速く移動されるのであれば、最適エネルギー量が組織に適用されない であろう。こうして適当に使用されなければ、現在知られている電気外科用器具 は電気外科の利益を十分利用できないであろう。 したがって、本発明の目的は、電気外科用器具が、統制されかつ正確な高周波 エネルギー付加で人間の組織を都合よくそして安全に切断しおよび／またはこれ を貫通できるようにする電気外科用システムの提供である。本発明の別の目的は 、改善された切断能力を有しかつ切込および組織貫通から生ずる出血量をできる だけ最小限にすることによって手術に関連のリスクのあるものを低減する外科用 器具を提供することである。別の目的は組織の切断および焼灼を同時に行うよう になされた外科用器具を提供することである。使用者が関心のある組織状態に対 する視認可能なまたは聴取可能なまたは触知可能なフィードバックを提供する双 極性および／または単極性の電気外科用システムを提供することもまた目的であ る。本発明の他の目的は以下の説明を読むことによって明 らかとなろう。発明の要約 本発明は、手術中、電気外科用エネルギーを組織に適用する外科用器具からの フィードバックパラメータとしての組織インピーダンスを測定するシステムの提 供によって上述の目的を達成する。本システムは切断器具および外科用クリップ 適用器具を含む種々の電気外科用装置で有用である。本システムは組織内で目標 とされるインピーダンスに部分的に関係する（たとえば視認可能または聴取可能 または触知可能な）フィードバック能力を持つ双極性および／または単極性電気 外科用器具の提供のために特に有用である。 一様相において、本発明にしたがって構成されるインピーダンスフィードバッ クシステムは、電気外科用パワーソースからのパワーの受容および組織と接触状 態の活性のエネルギー供給電極を通じての組織への電気外科用エネルギーの供給 を行うのに適当なようになされた電気外科用器具を含む。戻りのすなわち第２の 電極もまた組織に取付けられそして活性電極から電気絶縁される。電気外科用エ ネルギーは、活性エネルギー供給電極から組織を通じて戻り電極へと伝達される 。 適用エネルギーの電圧および電流に基づいて突き止められる目標組織インピー ダンスの測定のため、インピーダンスモニター装置が活性電極および戻り電極と 接続されるのが好ましい。インピーダンスモニター装置により 誘導される組織インピーダンスを表わす信号への応答によって活性電極を通じ組 織に供給の電気外科用エネルギーを調整するため、パワー制御モジュールがさら にインピーダンスモニター装置と接続される。本システムは、組織インピーダン スのモニターおよび事前に選択される範囲内への組織インピーダンスの統制によ って組織に適用される電気外科用エネルギーを統制できる。電気外科用システム の作動範囲は約２０〜１０００オームであるのが好ましい。この範囲は、いくつ かの場合において上限２０００オームへと延ばすことさえできる。所望の組織イ ンピーダンスの事前選択される制御範囲はこの作動範囲内でより狭い範囲である 。この事前選択される制御範囲はシステム使用者によって選択可能でありそして 電極寸法、特性、使用される電気外科用器具そしてパーセント体脂肪を含む組織 タイプなどいくつかの要因に依存する。 他の様相において、手術中、許容可能な測定組織インピーダンスがその範囲内 に維持されるところの制御範囲を選択できるようにするため、インピーダンスフ ィードバック電気外科用システムは制御回路を有する。測定インピーダンスが事 前選択制御範囲の外側にあることを使用者に（たとえば聴取可能な警報により） 警告しそして使用者に測定インピーダンスについて報知するために、一つまたは それ以上のフィードバック装置または警報装置が本システムと接続されるのが好 ましい。 さらに別の様相において、インピーダンスフィードバック電気外科用システム は電気外科用パワーソースの適用電圧および／または電流の変化により組織に供 給されるエネルギーを調整する。 さらに別の様相において、インピーダンスフィードバック電気外科用システム は、賦活ないし作動システムにより供給電極を通じ組織に供給される電気外科用 エネルギーを制御する。オペレータが、電気スイッチと非常に類似した動作を行 う作動システムの選択的な動作により組織に供給される電気外科用エネルギーを 禁止しあるいは送信できる。 本発明の電気外科用システムの利益はいくつかある。第１にそして最も重要な こととして、組織インピーダンスの事前選択制御範囲の維持により、電気外科用 エネルギーが、オペレータまたは外科医により使用される器具の速度および動作 と独立に所望レベルにて目標組織に適用される。さらに、電気外科用器具が本発 明により構成されるシステムに適合されるとき、システムは本質的に異なる組織 タイプおよび一定組織境界を通ずる器具活動電極の通過をモニターする。たとえ ば、器具が腹部壁を貫通するとき、活動電極における電流密度は組織が電極と接 触する領域において増大する。結果的に、過剰なすなわち所望されない高周波エ ネルギーから組織を保護するために、電気外科用システムの回路は適用電気外科 用エネルギーを低減する。 本発明により活動電極に適用の電気外科用エネルギーは器具の機械的切断の能 力をも改善しそしてさらに重要なことには切断の後に続く焼灼および／または融 合を助長する。たとえば、組織への高周波エネルギーの適用は使用者の技術とは 独立に有効な一貫性をもって同時におこる組織の切断および焼灼を許容する。さ らに、組織を貫く電気外科用エネルギーの使用は従来の鋭い切断刃に対する必要 性を除去できる。電導電極が、効果的に組織を切断するために十分なレベルの電 気外科用エネルギーを組織に供給できる。電気外科用エネルギーはクリップ適用 装置などの他の電気外科用器具をも改善する。 電気外科用器具により組織に適用される電気外科用エネルギーのレベルの制御 のための方法もまた本発明により提供される。こうして、一様相において、(i) インピーダンス表示信号の時間型導関数、(ii)電圧の時間平均、(iii)電流の時 間平均、(iv)インピーダンスの時間平均、(v)所定閾値を越える電流、および(vi )所定閾値を越える電圧などシステムのいくつかの性質のうちの少なくとも一つ の性質の決定のためにある方法が提供される。これら性質は、使用者に組織内の 電気外科的な評価された効果を報知しあるいは警告するために、光源や音源や触 知源のような論理指示装置が賦活されるよう、組織内の電気外科的効果の評価の ために処理される。 本発明のこれらの様相およびその他の様相が以下の説明および添付図面におい て明らかとなろう。図面の簡単な説明 図１は、本発明による構成されるそしてエネルギー供給源および電気外科用器 具と一緒にされるインピーダンスフィードバック電気外科用システムを概略図示 する。 図２は、組織インピーダンスの測定のために使用される電気回路を概略図示す る。 図２Ａは、適用電気外科用エネルギーの持続時間の関数として標準的な組織イ ンピーダンスを図示するグラフ図である。 図３は電気外科用エネルギー供給源を含む、本発明によるインピーダンスフィ ードバック電気外科用システムにおいて使用される外科用切断器具を概略図示す る。 図４は図３に示される電気外科用切断器具の分解側面図である。 図５は線Ａ−Ａにおける図４の電気外科用器具の断面図である。 図６は線Ｂ−Ｂにおける図４の電気外科用器具の断面図である。 図７は、外科用ステープルカートリッジを含まない一実施例における線Ｂ−Ｂ における図４の電気外科用器具の断面図である。 図８は本発明によるインピーダンスフィードバック電気外科用システムにおい て使用される電気外科用クリップ適用装置の概略図である。 図９は図８の電気外科用クリップ適用装置の部分破断図である。 図１０は本発明によるインピーダンスフィードバック電気外科用システムにお いて使用される双極性電気外科用クリップ適用装置の前方クリップ配備部分を図 示する概略図である。 図１１Ａ〜１１Ｃは、外科用クリップが図８の器具を使用して適用される順序 を概略図示する。 図１２は、本発明による別途の特徴を含む図１の電気外科用システムを図示す る。 図１２Ａは、本発明により構成されるそして図１２の電気外科用システムで使 用するのが好ましい信号調整回路を図示する。発明の詳細な説明 図１は本発明により構成されるインピーダンスフィードバック電気外科用シス テム１００を図示する。本システム１００は、高周波ゼネレータ１０６およびソ ースインピーダンス１０７を有する例示的に図示のパワー制御モジュール１０４ に接続される電気外科用器具１０２を含む。切断縁部として動作するそして電気 外科用エネルギーを組織１０９に供給する活性電極１０８を器具１０２は有する 。活性電極１０８はパワー供給線１１０を通じて高周波ゼネレータ１０６の一方 の端子に接続される。接地パッドとして図示されている戻り電極１１２が組織１ ０９に接続されそしてフィードバック線１１４を経 て電気外科用供給源１０６の別の端子に接続される。電圧モニター装置１１７、 電流モニター装置１１８およびプログラマブルＣＰＵ１１９を有するのが好まし いインピーダンスモニター装置が、組織インピーダンスの決定のためそして信号 線１２０を通じてパワー制御モジュール１０４へ伝達される組織インピーダンス 表示信号“ｚ”の発生のため、電極１０８および１１２と接続する。パワー制御 モジュール１０４は、インピーダンス信号“ｚ”が事前選択範囲内に滞留するよ うに高周波ゼネレータ１０６から発生される電気外科用エネルギーを調整する。 本システムは、活性電極へ向かうそして組織１０９を通ずるエネルギー流の選 択的発生および制御のため、使用者により動作可能な賦活スイッチ１２２を含む のが好ましい。 動作において、活性電極１０８を組織１０９と接触させ、切断を行いおよび／ または焼灼を実行するようにするために、標準的には把持部１２３を通じて力が 器具１０２に適用される。器具１０２を通じて適用される電気外科用エネルギー が滑らかな切れ込みの提供のため、活性電極１０８と接触状態の細胞を加熱する 。切断の過程で、器具１０２を通じて適用される電気外科用エネルギーもまた組 織を焼灼し、任意の関連する出血を最小限にしあるいはこれを除去する。活性電 極１０８を通じての高周波エネルギーなどの電気外科用エネルギーの供給が なければ、外科切断は切断刃の機械的鋭さにのみ依存するのでより効果が小さい であろう。 組織１０９の切断および／または焼灼の有効性は、部分的に活性電極１０８の エネルギー密度に依存する。電気外科用エネルギーの効果は、関連電極における 単位面積当たりのエネルギー量として定義されるエネルギー密度の増大とともに 増大する。活性電極１０８は戻り電極１１２と比較して比較的小さな面積を有す るので、そのエネルギー密度は比較的高く、したがってその焼灼または切断能力 もまた高い。他方、戻り電極１１２は作動電流において非常に低いエネルギー密 度を有し、したがって組織１０９に意味のある影響を与えない。 電極１０８および１１２のいずれにおけるエネルギー密度にかかわらず、組織 および電極１０８および１１２を流れる電流は本質的に等しい。電圧源の電気外 科用ゼネレータが使用される場合、電流はインピーダンスに間接的に比例する。 上述したごとく、組織インピーダンスは事前選択制御範囲内に維持される。活 性電極１０８を通じての組織１０９への電気外科用エネルギーの供給の際に、電 流および電圧がそれぞれ電流モニター１１８および電圧モニター１１７により測 定される。電圧を電流で割ったものであるインピーダンスの決定のため、これら の値はＣＰＵ１１９により使用される。詳述すると、活性電極１０８と戻り電極 １１２との間の電位差として電圧が電圧モニ ター１１７により測定され、電流が電流モニター１１８により組織１０９を通じ て直接的に測定される。電圧表示信号が信号線１２４を経てＣＰＵ１１９に送信 される。同様に、電流表示信号が信号線１２６を経てＣＰＵへ送信される。電圧 および電流がＣＰＵ１１９において知られると、インピーダンスが組織内で確定 できそして信号“ｚ”がパワー制御モジュール１０４へ送信される。必要ならば 、“ｚ”を事前選択範囲内に維持するために、パワー制御モジュール１０４はそ の出力パワーを調整する。 パワーモジュール１０４の出力エネルギーは、組織インピーダンスを事前選択 の制御範囲内に維持するため、器具１０２の動作中、自動的にそして必要に応じ て調整される。たとえば、器具１０２が最初に組織と接触するとき、電極１０８ の非常な小領域が組織と接触し、組織１０９を通ずる電流は小さい。より多くの 組織が活性電極１０８と接触するようになると、組織１０９を通ずる電流が増大 する。この変化中、インピーダンスモニター装置１１６はインピーダンスを測定 しそして測定インピーダンスを表わす信号“ｚ”を制御モジュール１０４に伝達 し、制御モジュールは、所望範囲内に組織インピーダンスを維持するため、活性 電極１０８に伝達される電気外科用エネルギーの任意の必要な増大または減少を 行う。この電気外科用エネルギーは高周波数範囲内にありそして単極動作のため の作動範囲は約２０〜２０００オー ムの間にありそして双極性の電気外科手術のために、典型的には（たとえば、約 ５００オームまでの）より小さな範囲である。 当業者であれば、他の部品が図１のＣＰＵ１１９を置換し得ることを理解する であろう。たとえば、離散論理、プログラマブルＥＰＬＤ、ルックアップテーブ ル、ＥＰＲＯＭそしてアナログプロセッシング手段が実質的に類似動作の提供の ためＣＰＵ１１９と置換され得る。 図２は、本発明によりそして図１のインピーダンスモニター１１６の動作と類 似の態様で組織インピーダンスを測定するための基本回路を図示する。詳述する と、図２はインピーダンスの決定のために使用できる回路１４０を図示する。回 路１４０は例示でありそして等価的に機能するために任意数の仕方で変化できる 。回路１４０は、電圧センサー１４２、電流センサー１４４および電極１４６お よび１４８と接続される高周波ゼネレータ１０６を含む。電圧および電流センサ ー１４２および１４４は、それぞれ、図１の電圧モニター１１７および電流モニ ター１１８を代表する。当業者であれば、センサー１４２および１４４は、たと えば(i)変成器や(ii)感知要素（たとえば抵抗）を含む増幅器として構成できる ことを容易に理解するであろう。同様に、電極１４６および１４８はそれぞれ図 １の活性電極１０８および戻り電極１１２を代表する。電圧センサー１４２は場 所１５０と場所１５２との間の電位差を測定しそして電流センサ ー１４４は高周波ゼネレータ電流ｉを測定する。図２はさらに３つの代表電流ｉ 、ｉ₁およびｉ₂をも図示する。ここに、電流ｉはゼネレータ１０６のすぐ後の場 所の電流であり、そして電流ｉ₁およびｉ₂はそれぞれ場所１５０の分岐の後の場 所における電流である。 電圧センサー１４２に関連付けられる抵抗は、回路１４０の残部と比較したと き、相当に高い、すなわち回路１４０全体の電流の約１０％よりも小さく、した がって、電流ｉは電流ｉ₁とほぼ等しく、これは測定できる。 それゆえ、十分大きなワイヤ寸法、たとえば２２ゲージまたはそれ以上の撚線 があることを条件に、場所１５０と場所１５２との間の電位差は電極１４６およ び１４８間の電圧と同様である。電流ｉは電流ｉ₁の測定によって知られるので 、電極１４６および電極１４８間の抵抗もまた確定できる。この抵抗は図１につ いて叙述したごとく組織インピーダンスを表わすであろう。図１のインピーダン スモニター装置１１６は、組織インピーダンスの決定のため、測定電流により測 定電圧を割る。組織インピーダンス信号“ｚ”が順次発生されそして適用される 電気外科用エネルギーの調整と、それによる電圧センサ１４２の測定電圧および 電流センサー１４４の測定電流の変化のため、図１のパワー制御モジュール（図 ２に図示せず）に送信される。この態様において、測定組織インピーダンスはモ ニターされそして事前選択範囲内に 統制される。 たとえば図２の回路１４０において測定可能な抵抗に対応する組織インピーダ ンスの測定は当業者によって容易に理解される。組織を通ずる電流が所与の適用 電圧について減少するとき、組織インピーダンスは増大しそして図１に図示のイ ンピーダンスモニター１１６により容易に測定される。 電気外科用手術を受ける組織のタイプ、電極寸法、使用電気外科用器具の設計 およびタイプを含む複数の要因に応じて組織インピーダンスの事前選択制御範囲 は変化することが理解されよう。この事前選択制御範囲は、通常、図２Ａに関し て後述するごとく、インピーダンスが急速に上昇し始めた後間もないインピーダ ンス対時間曲線の部分である。事前選択制御範囲の絶対インピーダンス値は上述 の要因に基づいて変化するが、この好ましい範囲は通常、適用される電気外科用 エネルギーが個々の組織細胞を破裂させるすぐ前のまたはすぐ後の部位に対応す る。当業者であれば、組織インピーダンスの事前選択制御範囲はシステムのオペ レータにより事前決定されそしてプログラムされるか、電気外科用手術を受ける 組織のタイプおよび電気外科用器具の特性に基づいて図１のＣＰＵ１１９のよう なＣＰＵ中に事前にプログラムされる。 図２Ａは、適用電気外科用エネルギーの持続時間およびインピーダンスに対し て組織凝固ないし凝集を相関付 ける標準データを含むグラフ図１６０を図示する。垂直軸１６２はインピーダン ス“ｚ”を表わし、水平軸１６４は時間“ｔ”、すなわち活性電極と目標組織と の間の接触の持続時間、を表わす。 図２Ａの以下の説明は、図２Ａに示すグラフ図の種々の部位における典型的な 組織または組織細胞内の温度値に言及する。これらの温度は突き止めるのが困難 でありそしてそれらは推定値とみなされるべきことを理解されたい。これらの推 定温度値は実際の温度値よりも高いかまたは低くなり得る。 位置１６６は初期接触と電気外科用器具から組織を通じ接地パッドへ向かう電 流とを表わす。一例として、この初期接触は図１におけるような器具１０２およ び接地パッド１１２と組織１０９との接触により代表される。位置１６６は代表 組織インピーダンスｚ₁および約３７℃の組織温度を有する。 位置１６８の領域はより遅い時間ｔ₁およびより下のインピーダンスｚ₂を表わ す。したがって、位置１６８は、電気外科用エネルギーを時間ｔ₁の期間中、組 織に適用した後、インピーダンスが降下することを示す。位置１６８における組 織温度は標準的には約４５℃と７０℃との間である。 時間が位置１６８を越えて増大するとき、組織温度およびインピーダンスは比 較的一定に留まるが、その後、急速に上昇し始める。温度およびインピーダンス が上昇 し始める曲線部分は参照番号１７０により包括的に図示されている。 位置１７２は組織インピーダンスの好ましい事前選択制御範囲中の場所を代表 する。位置１７２における組織は約７０℃と考えられそしてシステムの動作範囲 ２０〜２０００オーム内にある組織インピーダンスを有する。こうして、図１に 示すごときシステム１００のような本発明の電気外科用システムは、図２Ａの位 置１７２に対応するレベルよりもわずかに上かまたはわずかに下にて組織インピ ーダンスを維持するよう動作できる。おおよそ組織インピーダンス事前選択制御 範囲とすべきところの組織インピーダンスの所望される範囲は、組織加熱が個々 の細胞の破裂を生じさせる場所のすぐ前またはすぐ後のいずれかであると考えら れる。 位置１７４にほぼ対応するインピーダンス値において細胞内流体が蒸発せられ る。この状態は望ましくなくそしてこのレベルの組織インピーダンスは、組織イ ンピーダンスの標準的な事前選択制御範囲の外側にある。位置１７６により示さ れるごときさらに大きなインピーダンス値では、組織温度は約１００℃でありそ して組織は本質的に完全乾燥される。組織温度が、位置１７８により図示される ごとく約２００℃に到達するとき、炭化または組織炭化が生ずる。炭化組織のイ ンピーダンス値は非常に高くそして事前選択制御範囲をも越えている。 位置１７２の場所のような、組織を最も効果的に切断 および／または凝固させるための好ましい動作範囲の展開過程において、組織イ ンピーダンスは初期接触位置１６６の後に最初低減する。その後、増大されるイ ンピーダンスを補いそして位置１７２に到達するためにより多くのエネルギーが 要求される。事前選択制御範囲内で、インピーダンスを、位置１７２に対応する インピーダンス値または位置１７２によりもわずかに上かまたはわずかに下のイ ンピーダンス値に維持するため、エネルギーは必要に応じ上方または下方に調整 される。 図２Ａのグラフ１６０は代表でありそして例としてのみ使用されることを理解 されたい。曲線形状の小さな変化がいくつかの要因に応じて生じ得る。データの 大きさおよび形状に影響し得る要因には、電極寸法および電極を隔てる距離、組 織のタイプおよびとりわけ加熱の影響または細胞に関する事項、器具を形成する 材料およびその設計、組織内の器具の運動が含まれる。さらにゼネレータ特性お よび電気外科用制御回路に対する器具の応答性もまた曲線の全体形状およびイン ピーダンス値の大きさに影響し得る。それゆえ、本発明は、組織が位置１７２の いくぶん上かまたは下にいるというまたは位置１７２を含む組織インピーダンス の事前選択制御範囲の周囲で動作できまたは動作し得る。 図３〜図７は電気外科用切断器具１０が本発明のフィードバックインピーダン スシステムとともに使用される本発明の実施例を図示する。切断器具１０が把持 部分１ ４を含むハウジング１２を具備する直線性の切断器具である。把持部分１４の近 傍は第１の歯部材１８および第２の歯部材２０を含む切断型板要素１６である。 切断型板要素１６の２つの歯部材１８、２０は実質的に平行でありそして切断さ れるべき組織または器具が挿入される組織係合空間２２を画定する。好ましい実 施例において、外科用器具１０は、切断刃３４の形式を取り得る活性電極の所定 パス方向の運動を助長するレバー２４を含む。 図３は、高周波数範囲にあるのが好ましい電流がここから絶縁ワイヤ２８およ びコネクタ６３を通じて切断器具１０へ伝達されるところのエネルギー源として 供される電気外科用ゼネレータ２６を別途図示する。絶縁戻りワイヤ３０が図１ の戻り電極１１２のような接地パッド（図示せず）に連絡する。足ペダルの形式 であるのが好ましいパワースイッチ３２がゼネレータ２６回路を遮断または閉じ 、切断器具１０への供給パワーを禁止しあるいは伝送するのに使用され得る。代 替例として、パワースイッチがハウジング１２のような切断器具の一部に配置さ れ得る。 パワー発生器２６、活性電極（たとえば、縁部３６を有する刃３４）、ワイヤ ２８および供給ワイヤ６１、戻りワイヤ３０、パワー制御モジュール２６ａ、お よびインピーダンスモニター２６ｂを表わす回路は、器具１０による外科用手術 エネルギーの適用を制御するため電気 的に隔絶される。制御モジュール２６ａは、インピーダンスモニター２６ｂによ り決定の測定組織インピーダンスに応じて切断刃３４に供給の電気外科用エネル ギーを調整できる。上述のごとく、インピーダンスモニターは刃３４および接地 パッド（図示せず）を通る電流およびそれらの間の電位差の定量化によって組織 インピーダンスを表わす信号を発生する。ソース２６からの電流は、ワイヤ２８ およびコネクタ６３を流れそしてコネクタ５１を経て刃３４に電気的に取り付け られるをワイヤ６１を流れる。電流は戻りワイヤ３０を経てインピーダンスモニ ター２６ｂへの戻りのため、順次、組織を通じて接地パッド（図示せず）へと流 れる。組織インピーダンス信号は、事前選択範囲内における測定組織インピーダ ンスの維持のため、引き続き適用電気外科用エネルギーを調整する制御モジュー ル２６ａへ伝達される。したがって、安全かつ動作可能な範囲（たとえば図２Ａ の位置１７２のあたり）内への皮膚または組織インピーダンスの維持のため、電 気外科用パワー調整が自動的に行われる。 とりわけ、単極性ゼネレータにより供給の高周波エネルギーについて、システ ムの好ましい作動範囲は２０〜２０００オームである。２０〜２０００オームの 範囲内にある事前選択制御範囲内で動作するとき、組織切断が有効な細胞加熱と ともに生じそして別途燃えることなしに組織が焼灼され、出血を除去あるいは最 小化しそして 癒合を促進する。 制御モジュール２６ａおよびインピーダンスモニター２６ｂはパワー発生器２ ６に接続して示されるけれどもそれらの特定の位置選定は、それらが器具１０の 動作中の組織インピーダンスの同時になされる制御および測定を許容する限り重 要でないことは明らかであろう。こうしてそれらは器具１０に容易に配置される 。 器具１０の刃３４は使用しないとき退却可能でありそして組織切断の実行のた め切断パスに沿って前方に移動されるのが好ましい。 本発明の電気外科用器具のエネルギー要求は動的でありそして切断処置中、活 性電極（たとえば刃３４）が遭遇する組織のインピーダンス値に大幅に依存する 。組織インピーダンスは組織タイプと組織内にあるまたは組織周囲にある血液量 との間で変化する。器具により組織に供給される電流量は組織インピーダンスの 関数である。一般に、組織に供給される電流量は約０．５〜２．０アンペアの間 で変化する。刃と戻り電極（たとえば接地パッド）との間で組織に適用される電 圧は標準的には約５０〜１００ボルトｒｍｓである。これらの値は標準でありそ して器具１０の動作中、ほぼ一定のインピーダンスを組織において維持するため 自動的に変化される。 外科用器具１０が、たとえば腸などの器官の横切断を要求する外科用処置にお いて使用するために特に良好に適合せられる。動作において、組織（たとえば腸 ）が歯 部材１８と２０とにより画定される空間２２内に位置付けられる。刃は、レバー ２４の運動により歯部材１８および２０の長手軸線ｘに沿って前方に移動される 。刃が前方に移動するとき、それは組織を通過しこれを切断する。同時に、たと えば足スイッチ３２により賦活され得る（たとえば高周波のエネルギーの）電気 エネルギーが器具に詳述すると刃３４に供給される。電気外科用電流は刃３４か ら刃近傍のそして切れ込み近傍の組織に伝達される。電流は全切断処置期間中刃 を通じて組織に供給されるべきである。組織に取り付けられる接地パッドがエネ ルギーをモニター２６ａおよび２６ｂへと伝達する。 この態様における電気エネルギーの適用は利益がある。より効果的な切断動作 の許容のためそして切断により生ずるすべての出血または実質的にすべての出血 を効果的に除去する焼灼および／または組織融合の促進のため電気外科エネルギ ーは刃を通じて隣接組織へ供給される。組織に与えられる焼灼および／または融 合の効果は血液損失をできるだけ最小限にしそして外科処置の安全性を増大する 。なぜなら焼灼は切断が行われるのと実質的に同時に起こるからである。 本発明の好ましい実施例において、電気外科用器具１０はさらに切れ込み近傍 に供給される外科用ステープル供給物を収容するステープルカートリッジ３８を 含む。ステープルは切れ込みの閉鎖と器官の切断端部の封止を助けるため、切れ 込みの一方の側部または両方の側部に配備され得る。ステープルは刃の切断動作 と電気エネルギーにより与えられる組織融合の効果とほぼ同時に配備される。 当業者であれば、種々の材料が図２〜図６に図示の電気外科用器具１０の製造 のために良好に適合されることを理解するであろう。たとえば、ハウジング１２ およびカートリッジ３８が種々の非電導性重合体から作られあるいはこれで被覆 され得る。器具の電導性構成要素は外科用等級のステンレス鋼およびアルミニウ ムを含む種々の金属から作られ得る。 器具１０は、1991年11月１日出願の特許出願第786,57 2号の同時継続出願である1993年２月18日出願の同時継続の米国特許出願第019,3 34号に別途叙述されており、参照されたい。 図８〜図１０は本発明のインピーダンスフィードバックシステムと一緒に使用 可能な他の電気外科用器具を図示する。図８および図９はトリガー機構２１４を 有する把持部分２１２を具備する電気外科用クリップ適用装置２１０を図示する 。把持部分近傍は、クリップ配備を助ける後述の作動機構ならびに外科用クリッ プ供給物（図示せず）を収容する細長部材２１６である。把持部分２１２は、ゼ ネレータ２２６から器具２１０への電気外科用エネルギーの伝達のため機能する 電気コネクタポート２１８および絶縁ワイヤ２２０をも含む。 器具２１０で使用するために適合可能な作動機構が図９に図示されている。作 動機構２１４は、トリガー２１４の溝２１７に装着する留め具２１９を通じてト リガー機構２１４と連絡する作動ロッド２２１を含むのが好ましい。作動ロッド ２２１はさらに胴部２１６の遠方端部から延在する対の締付あご部材２２２ａ、 ２２２ｂと連絡する。締付あご部材２２２ａ、２２２ｂは外科用クリップ２２４ と係合しそしてこれを配備するように適当なようになされている。トリガー機構 ２１４の作動により、作動ロッド２２１が後方（把持部分２１２の方）へ移動せ られそして締付あご部材２２２ａ、２２２ｂを閉じることにより、外科用クリッ プが配備される。締付あご 部材２２２ａ、２２２ｂが閉じられるとき、あご部材間に配置される外科用クリ ップ２２４は管または脈管の周囲に締め付けられる。クリップが配備されると、 新規なクリップが自動的にまたは手動により締付あご部材２２２ａ、２２２ｂ間 に位置付けられる。 インピーダンスおよびパワー制御サブシステム２２７が図１で叙述のインピー ダンスモニター１１６およびパワー制御モジュール１１８の組合せと同様に機能 する。したがって、サブシステム２２７は組織インピーダンスを測定しそして活 性電極２２０と、組織に装着の戻り電極（図示せず）（たとえば接地パッド）に 接続の戻りワイヤ２２０ａとを経て器具２１６に適用されるパワーを調整する。 サブシステム２２７はゼネレータ２２６と一緒に配置されるごとく示されてい るけれども、その構成要素および機能は他の場所、最も容易なのは器具２１０で 容易に実施される。 図８に図示の電気外科用ゼネレータ２２６が二重ポート２１８を通じクリップ 適用装置に接続の電導性ワイヤ２２０を通じてクリップ適用装置２１０と連絡す る。図９に示されるごとく、ポート２１８はクリップ適用装置２１０内に延在す る内部電導性ワイヤ２２５と連絡する。ワイヤ２２５が、配備される外科用クリ ップ２２４と電気的に連絡状態にある作動機構の電導性部分に取り付けられ、活 性電極として機能する。図９に図示の実施例 は、活性ワイヤ２２５が外科用クリップ２２４と電気的に連絡状態の接続部位２ ２８で終了するように構成される。 あご部材２２２ａおよび２２２ｂは胴部２１６と同様に非電導性であるのが好 ましい。このようにして、パワー発生器２２６の負極に接続のワイヤ２２０ａと の接続を通じて、電気外科用エネルギーが組織に効率よく供給されそして接地パ ッド（図示せず）などの戻り電極により受信される。この構成において、ワイヤ ２２５、２２０および２２０ａは、器具２１０が動作状態にあるとき、ゼネレー タ２２６、インピーダンスおよびパワー制御サブシステム２２７、組織に取り付 けられる戻り電極、活性電極２２４および組織とともに隔離回路を形成する。 代替実施例（図示せず）において、活性ワイヤ２２５は電導材料から作られる そして締付あご部材２２２ａ、２２２ｂと電気的に連絡状態の作動ロッド部材２ ２１に取り付け可能である。活性ワイヤ２２５と電気連絡状態のクリップ適用装 置部分（たとえば、活性ロッド２２１および／または締付あご部材２２２ａ、２ ２２ｂ）は器具の残部から電気的に隔離されるのが好ましい。この構成の戻りワ イヤは、器具２１０の動作中、組織と接触状態に配列されそしてゼネレータ２２ ６の負極と連絡する（図示しない）別の戻り電極に順次接続される。たとえば、 賦活スイッチ２３０による器具２１０への電流供給 の賦活の際に、電流がワイヤ２２５を通じて供給されそして作動ロッド部材２２ １および／または締付あご部材２２２ａ、２２２ｂを通じて、活性電極（すなわ ち外科用クリップ２２４）へ伝達される。戻り電極は、活性電極から組織を通じ て送信される電気外科用エネルギーを受信しそして戻りワイヤ２２０ａを通じて インピーダンスおよび制御サブシステム２２７と電気接続する。 図１０は本発明で使用される代替えクリップ適用器具を図示する。参照番号２ １５が、二対の締付あご部材２４０ａ、２４０ｂおよび２４２ａ、２４２ｂを収 容するようになされる胴部２１６前方部分を表わす。締付あご部材２４０ａ、２ ４０ｂおよび２４２ａ、２４２ｂはそれぞれその作動機構（図示せず）と連絡す る。外科用クリップ２４４および２４６があご部材２４０ａ、２４０ｂおよび２ ４２ａ、２４２ｂ内に位置付けられて示されている。 絶縁ワイヤ２４８が図８に図示の活性ワイヤ２２０とと同様に機能し、ゼネレ ータ２２６からの電気外科用エネルギーを締付あご部材２４２ａ、２４２ｂ（ま たは、代替え例として、締付あご部材２４２ａ、２４２ｂに関連付けられる作動 機構）にそして締付あご部材２４０ａ、２４０ｂ（または、代替例として、締付 あご部材２４０ａ、２４０ｂに関連付けられる作動機構）に伝達する。トリガー 機構の賦活の際に、あご部材２４０ａ、２４０ｂおよび２４２ａ、２４２ｂがク リップ２４４および ２４６の配備のため閉じる。同時に、あご部材２４０ａ、２４０ｂ、２４２ａお よび２４２ｂ（またはこれらのあご部材に関連付けられる作動機構）へのしたが って（活性電極として機能する）クリップ２４４および２４６への電流の供給の ため制御スイッチが賦活される。クリップ２４４および２４６が組織と接触する とき、電流が組織に伝達され、組織およびクリップを融合させる。電気外科用エ ネルギーはさらに組織間融合をも促進する。適用電流は接地パッド（図示せず） およびワイヤ２５２からゼネレータ２２６へ戻される。 ゼネレータ、インピーダンスモニターおよびパワー制御モジュールが図１０に おいて集合的にモジュール２２６として図示されそして電気外科用エネルギーの クリップ適用装置２１０への供給のため、上述のごとき態様で動作する。医療上 の応用のために電気外科用エネルギーを提供できる任意のゼネレータが事実上本 発明で使用され得る。 好ましくは、ゼネレータは高周波エネルギーを提供する電圧確定の低ソースイ ンピーダンスゼネレータである。ある適当なゼネレータが電流２Ａまで供給でき そして１０オームよりも小さいソースインピーダンス値を有するのが好ましい。 器具２１０のエネルギー条件に関する別途詳細が上述の切断器具１０に関して先 に説明した。 図１１Ａ、１１Ｂおよび１１Ｃが、図８〜１０の外科 用クリップが配備される方法を図示する。結紮されるべきあるいは縛られるべき 管２３２が締付あご部材２２２ａ、２２２ｂおよび外科用クリップ２２４の間に 配置される。トリガー機構の作動の際に、締付あご部材は図１１Ｂに示されるご とく互いに移動し、外科用クリップ２２４が管をふさぐようにする。トリガー動 作が完了するとき、クリップ２２４は図１１Ｃに図示のごとく管２３２に付着さ れた状態に留まる。クリップが管にかぶせて適用されている間、電気外科用エネ ルギーが、活性電極として機能するクリップ２２４を通じて供給される。組織− クリップ間および組織−組織間の融合が生ずるのを可能にするため、適当な時間 期間（通常５〜１５秒）の間、電流が維持される。戻り電極（たとえば接地パッ ド）（図示せず）が管２３２を有する回路の完成のため、戻りワイヤを通じてゼ ネレータと連絡する。 クリップ作動装置２１０の作動機構は比較的高い引張強さを有する電導性物質 から作られるのが好ましい。具体例としての物質が外科用等級のステンレス鋼お よびアルミニウムを含む。締付あご部材２２２ａ、２２２ｂが同様に、電流が締 付あご部材２２２ａ、２２２ｂを通じクリップ２２４へ伝達されるのを可能にす るのに適当な外科用手術に適合する電導性物質から作られる。本発明のクリップ 適用装置で使用される外科用クリップ２２４は種々の構成で使用され得そして、 当分野で良く知られる種々の電導性の外科用手術に適合する物質、たとえば 外科用等級のチタン、から作られ得る。図示のごとく、外科用クリップはほぼＵ 字またはＶ字形状とされ得るが、種々の他の形状または構成もまた可能である。 把持部分２１２、トリガー２１４および胴部２１６は機器の残部から電気的に 隔絶される。これらの構成要素は適当な重合体などの非電導性物質から作られあ るいはこれらで被覆される。 器具２１０の構成および動作は1993年５月４日発行の米国特許第5,207,691号 に別途説明されており、参照されたい。 図１２は図１のシステムに類似するが追加の特徴および構造を含む本発明によ り構成の電気外科用インピーダンスフィードバックシステム３００を図示する。 フィードバックシステム３００は、図１に示すシステム１００のように組織１０ ９と接触状態にてそして高周波ゼネレータ１０６、ソースインピーダンス１０７ 、パワー制御モジュール１０４、電気外科用器具１０２、電圧および電流モニタ ー１１７および１１８、戻り電極１１２およびフィードバック線１１４を含む。 器具１０２は活性電極１０８を有しそしてパワー供給線１１０を通じてモジュー ル１０４に接続される。 フィードバックシステム３００が、信号調整モジュール３０２、インピーダン ス決定モジュール３０４、比較器限界モジュール３０６、可能化導関数モジュー ル３０８、スイッチモジュール３１０および導関数モジュール ３１２を有する点でシステム１００と異なる。これらのモジュールは以下のごと く動作する。 信号調整モジュール３０２は、信号線１２４、１２６を通じて電圧モニター１ １７および電流モニター１１８から受信される電圧および電流を調整する。典型 的には、信号調整モジュールは、組織１０９内の電圧および電流を正確に表わす ために、当業者に知られる方法、たとえば二乗平均値(RMS、root-mean square) 技術などにより、モニター１１７および１１８からのデータを「平滑化」または 平均化する。モジュール３０２として使用される一つの一般入手可能な集積回路 がカリフォルニア集、MilpitesのLinear Technologyから入手可能なLT1088RMS-d c変換器である。 RMSは電気外科用エネルギー波形の加熱値の特性を記述し、特定のそして選択 される時間間隔にわたり組織へのエネルギー供給を平均化できる。本発明の好ま しい実施例において、この時間平均は約５ミリ秒〜２０ミリ秒の間である。 インピーダンス決定モジュール３０４は、電流信号線１２６′および電圧信号 線１２４′を通じて信号調整モジュール３０２と連絡する。インピーダンス決定 モジュール３０４へ送信されるそれぞれの電流信号および電圧信号はこうして、 線１２６および１２４上で信号調整モジュール３０２へと送信される電流および 電圧信号の調整されまたは平均化されたものである。インピーダンス 決定モジュール３０４は電圧信号を電流信号によって割ったものに比例する信号 "ｚ"を提供する。モジュール３０４として使用される一般入手可能な集積回路が アリゾナ州、TucsonのBurr-Brown社から入手可能なDIV 100アナログディバイダ である。 "ｚ"の決定は時間平均化されるのが好ましい。たとえば、ｚはＶ_RMS（時間平 均型電圧信号）をＩ_RMS（時間平均型電流信号）により割ることにより計算され 得る。 比較器限界モジュール３０６は、インピーダンス決定モジュールの後、インピ ーダンス信号"ｚ"の別途の信号調整を命令する可能化信号を選択的に発生する。 可能化信号はシステム３００の使用者による命令でまたは自動的に発生される。 可能化信号がモジュール３０６で命令されると、システム３００内の他の信号処 理活性が可能化される。比較器限界モジュール３０６はさらに、電圧および／ま たは電流の一定閾値が信号調整モジュール３０２により中継されるときに越えら れたかどうかをも決定し、過渡現象により生ずる誤り検出の可能性を低減する。 本発明の一実施例によれば、電流は１Ａよりも大きくそして電圧は５０Ｖよりも 大きくすべきである。 比較器限界モジュール３０６により選択されるとき、可能化導関数モジュール ３０８が駆動信号をモジュール３１０内のＣＭＯＳスイッチまたは当業者に知ら れる他のスイッチング技術手段に提供し、インピーダンス"ｚ"信号が導関数モジ ュール３１２に送信される。 導関数モジュール３１２は信号"ｚ"の時間導関数を決定する。この時間導関数 信号dZ(t)/dtは、時間依存性を有する組織への電気外科用エネルギーの適用の制 御のため、本発明により別途信号処理において使用される。本発明による導関数 値の一つの許容可能な範囲が非常に遅い１００Ω／Ｓから非常に早い１０，００ ０Ω／Ｓまでである。ところで、本発明で有用な好ましい導関数範囲が約２００ 〜１０００Ω／Ｓである。 図１２Ａは本発明により構成されるそして図１２のインピーダンスフィードバ ックシステム３００と結合して使用されるのが好ましいたとえばＥＰＬＤなどの 論理信号処理回路３５０を図示する。回路３５０は、図示のごとく事象と信号レ ベルの組み合わせにより電気外科用システムに関連の信号の一定の定量的様相を 秤定する。図示のごとく、回路３５０への入力には、信号線１２７を通じての比 較器限界モジュール３０６からの完全可能化信号、信号線１２６′および１２４ ′を通じての信号調整モジュール３０２からの電圧および電流信号と、インピー ダンス決定モジュール３０４からのインピーダンス"ｚ"および導関数モジュール ３１２からの時間導関数信号dZ(t)/dtが含まれる。組織効果に関連付けられない 他の信号、たとえば時間を表わすための”クロック信号”など、もまた、システ ム性能および動作の決定またはさもなければこれらの評価のために、論理信号処 理回路３５０へ入力され得る。 これらの信号は一定の選択的な論理事象の賦活のために使用される。たとえば 、もしインピーダンス"ｚ"が事前選択範囲を超えれば、たとえば視認可能ソース ３５２、聴取可能ソース３５４、または触知可能「接触」ソース３５６などの選 択される出力のうちの任意の一つが可能化される。他の警告または指示もまた与 えられる。たとえば、一つの実施例において、信号"ｚ"が好ましいそして選択さ れる範囲内にあるとき、緑色ＬＥＤが視認可能ソース３５２で光り、そして"ｚ" が事前選択範囲の外側にあるとき、赤色ＬＥＤが光る。なお、導関数信号dZ(t)/ dtがたとえば信号処理応用において特に役に立つ。なぜならそれは電気外科用器 具１０２および接地パッド位置においてならびに種々の組織タイプ内で生じる一 定のインピーダンスオフセットを除去するからである。 本発明の技術思想は上述の構成以外の構成を有する電気外科用器具を包摂する ことを理解されたい。本発明は、電気外科用エネルギーが電気外科用器具を通じ 電気外科用器具と接触状態の組織に供給されるという本発明のインピーダンスフ ィードバック電気外科用システムで使用の電気外科用器具の任意のものに可能性 として適用できる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ナーデラ，ポール シー. アメリカ合衆国 02571 マサチューセッ ツ，ウェアラム，クロームセット ポイン ト 12 (72)発明者 イエイツ，デイビッド カーライル アメリカ合衆国 45069 オハイオ，ウエ スト チェスター，ゴールウェイ コート 7534 【要約の続き】 および触覚感覚などシステムの適宜の指示を提供でき る。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．パワーソースから組織への電気外科用エネルギーの供給のため、パワーソ ースと接続状態にある少なくとも一つの取付け活性電極を有する外科用器具と、 活性電極から電気絶縁されるそして組織を通じて活性電極から供給の電気外科 用エネルギーを受容するようになされる、戻り電極として活動する遠方接地パッ ドと、 組織における電流および電圧に基づく組織の電気インピーダンスの測定のため 、活性電極と遠方接地パッドとに接続されるインピーダンス測定手段と、 被測定組織インピーダンスを組織インピーダンス事前選択制御範囲内に維持す るため、インピーダンス測定手段からのインピーダンス表示信号に応答し、活性 電極により組織に供給の電気外科用エネルギーを調整するため、パワーソースと インピーダンス測定手段とに接続されるパワー制御手段とを具備するインピーダ ンスフィードバック電気外科用システム。 ２．組織インピーダンス事前選択制御範囲が２０〜２０００オームの動作範囲 内である請求項１のインピーダンスフィードバック電気外科用システム。 ３．パワー制御手段が、電極間電圧および／または組織電流の変化により供給 電気外科用エネルギーを調整する請求項１のインピーダンスフィードバック電気 外科用 システム。 ４．活性電極を通じ組織へ供給される電気外科用エネルギーの選択的な賦活の ための賦活手段を別途具備する請求項１のインピーダンスフィードバック電気外 科用システム。 ５．外科用器具が電気外科用切断装置である請求項１のインピーダンスフィー ドバック電気外科用システム。 ６．外科用器具が電気外科用クリップ適用装置である請求項１のインピーダン スフィードバック電気外科用システム。 ７．被測定組織インピーダンスが組織インピーダンス事前選択制御範囲の外側 にあることを使用者に報知するための音響警告手段を別途具備する請求項１のイ ンピーダンスフィードバック電気外科用システム。 ８．音響警告手段が使用者に被測定組織インピーダンスが組織インピーダンス 事前選択制御範囲の外側にあることを警告する請求項７のインピーダンスフィー ドバック電気外科用システム。 ９．インピーダンス測定手段およびパワー制御手段の少くとも一つを制御する ためのＣＰＵ手段を別途具備する請求項１のインピーダンスフィードバック電気 外科用システム。 １０．インピーダンス測定手段が活性電極と戻り電極との間の電圧を決定するた めの電圧モニター手段を別途具 備する請求項１のインピーダンスフィードバック電気外科用システム。 １１．電圧および電流が時間平均型の電気信号として得られる電圧および電流の 調整のための信号調整手段を別途具備する請求項１０のインピーダンスフィード バック電気外科用システム。 １２．インピーダンス測定手段が時間平均型電気信号から組織インピーダンスを 決定する請求項１１のインピーダンスフィードバック電気外科用システム。 １３．電圧および電流が所定閾値内にあるかどうかを決定するため、インピーダ ンス測定手段に接続される比較器限界手段を別途具備する請求項１１のインピー ダンスフィードバック電気外科用システム。 １４．インピーダンス測定手段が組織内の電流を決定するため電流モニター手段 を別途具備する請求項１のインピーダンスフィードバック電気外科用システム。 １５．インピーダンスモニター手段が時間型導関数手段を別途具備し、時間型導 関数手段が組織インピーダンスの時間割合型導関数信号の提供のため配置される 請求項１のインピーダンスフィードバック電気外科用システム。 １６．受信信号の処理および少くとも一つの選択される視覚、聴覚および触覚論 理装置の賦活のため、(i)時間割合型導関数信号、(ii)インピーダンス表示信号 、(iii)電圧指示信号および(iv)電流指示信号のうちの少くと も一つを受信するよう接続される信号処理手段を別途具備する請求項１５のイン ピーダンスフィードバック電気外科用システム。 １７．信号処理手段は、クロック信号発生のためのクロック手段を別途具備し、 選択論理装置の賦活のため、クロック信号が、他の受信信号と一緒に処理される 請求項１６のインピーダンスフィードバック電気外科用システム。 １８．パワーソースと、戻り電極として供される遠方組織接触接地パッドと電気 的に連絡状態にあり、組織に接触しそして組織に影響する活性電極を具備する電 気外科用器具を提供し、 組織に影響するため十分な大きさにて活性電極を通じ電気外科用エネルギーを 供給し、 組織適用の電気外科用エネルギーを戻り電極を通じインピーダンス測定装置に 伝達し、 活性電極および遠方接地パッドを横切る電圧および組織を通ずる電流から組織 インピーダンスを決定し、 決定組織インピーダンスを組織インピーダンスの事前選択制御範囲内に維持す るため、決定組織インピーダンスに基づいて活性電極を通じ供給の電気外科用エ ネルギーを制御する諸段階を具備する組織に適用される電気外科用エネルギーの 制御方法。 １９．組織インピーダンス事前選択制御範囲が２０〜２０００オームの範囲にあ る請求項１８の方法。 ２０．電気外科用エネルギーの制御は電極間電圧を変化させることから構成され る請求項１８の方法。 ２１．システムの以下の性質、(i)インピーダンス表示信号の時間割合型導関数 、(ii)電圧の時間平均、(iii)電流の時間平均および(iv)インピーダンス時間平 均、(v)所定の電流閾値を越える電流および(vi)所定の電圧閾値を越える電圧、 のうちの少くとも一つを決定することを別途含む請求項１８の方法。 ２２．組織内の電気外科効果の評価のため前記性質のうちの任意のものを選択的 に処理しそして評価された効果の指示のため少くとも一つの論理指示装置を賦活 することを別途含む請求項２１の方法。 ２３．論理モニター装置は視認可能な光、聴取可能な音、または触覚感覚を発生 する請求項２２の方法。