JPS6324933A - 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

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［ａ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５
０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１）（Ｆ−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、Ｈ
Ｆ−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
野に於ているいろな凝固のために通常の高周波外科器具
が用いられ、同装置は隼にＨＦ−電流の強度の調節装置
及びＨＦ−電流を没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コ 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
上は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
？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
に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３１２０１０
２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は経過せずほ
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の第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ｔ、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。Ｈ
Ｆ−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Ｈ
Ｆ−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
の経通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ｔ、以前にも発生することがある。即ち時点ｔｌ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つる非常に高
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ｔｌ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没入時点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。この目的に適した装置が第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ＩＮＦに比例した電圧ｕ　”　ｆ（
ｔＯｒ）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Ｕ、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５０ｋ）ｌｚの１（Ｆ−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Ｈ
Ｆ−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Ｕ１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ＩＮＦ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ＩＭＦの振幅の変動を意味し、ＨＦ−電流ｌ
□、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Ｉ。ｒ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Ｕ、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ｋｌｌｂ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ｔｌａ
（ｔ）は凝固過程の間の時間ｔに対する出力電圧Ｕ、を
示す。このカーブはＨＦ−電流ＩＮＦ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。ファクターにの調節に応じてカーブｋｕｂ（ｔ）
が、カーブＵ、　（ｔ）を、時点ｔ２よりｔ３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υ、（
ｔ）がｋｕｔ、（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ｌ’１Ｓ−Ｆｌｉｐ−Ｆｌｏ
ｐ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Ｑ＝Ｏ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、モのためにＲ５−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、Ｒ５−Ｆｌ
ｉｐ−Ｆｌｏｐ　７０の信号Ｑ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Ｑ＝Ｏ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Ｏ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Ｃ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−電流工）、２の振幅の変動から所定の遮断時点ｔ
ｋ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ｕｏｒ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Ｕ□２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−電流工）、２又はＨＦ−電圧Ｕ。２
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１）ＩＦ−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■。、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ＩＮＦ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同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ｘｏｒ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、導体りを介
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２
５４０９６８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によって導体りを介して、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図化には第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ｔ
１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８
ｉ１５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ＩＭＦ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ＡＮＤ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
的に適した自動接続装置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１
３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。この目的に通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ｔ□８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ｔ□８経過
後信号ｄを導体りに出しこれにより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が時間間隔し、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
ニュー・ティーツ及びツエーハー・シェンク共著ｒ半導
体接続技術」４４８頁ベルリン市シュブリンガー出版社
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８ｏ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Ｕ。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Ｉ□２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ｔｏｒの自
動的遮断径フて凝固過程の自動的終了により凝固出力Ｐ
ＨＦ・ＬＩ２ＨＦ／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ＰＨｒ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、Ｒ１はＨＦ−発生装置の内部
抵抗で、Ｒ８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Ｏ
から迅速に上昇するとＨＦ−電流ｘｏｒ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
れているかい公り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［］ｍｌｎから設定された速度Ｖで前以って設定され
たｔｌ＋ｎａｘ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Ｕｍｌｎ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Ｐ、を介してモノフロップ８
７によす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８
６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ＮＯ
Ｔ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９
１を介してリセット入力Ｒ５によりカウンタ８２はＯ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■。、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ＩＭＦ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Ｕ、から導出される電流ＩＮＦの瞬時値は直
接に指示される。凝固過程の電流エイ、の瞬時値は、ダ
イオード１２６、コンデンサ１２７、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ｒｏｒが流れてい
るか否か如何なる電流ＩＭＦが流れているか更に電流Ｉ
ＭＰ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。従フ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
ＩｏｒがＯ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ｂ＋ｒ＝　ｑ
　＝Ｏ即ち電流Ｉ）ＩＦが流れていない場合には基本周
波数ｆｏ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ＩＮＦの自動的遮断がアークモニター２６
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ｔｌよりもｔ２迄の時間の間の音調周波数か
ら電流ＩＮＦ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ｆＴ。。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ｆ
０を、又は信号ｄにより作動した場合には分圧装置１０
０に於て固定して調節された２０００Ｈｚの高い周波数
の断続した音調を発生する。

電流ＩＭＦが流れると電流■。、に比例した、例えば電
流モニター２５から出力され、電圧Ｕ２が用いられる電
圧である信号ｑ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ＩＭＦ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す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ｌｌＸＯＲ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ｔ□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ｑ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ｔｌよりｔｖ迄の遅延の大きさは
、信号９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２
８２３２９１号、ドイツ特許第２５４０９８８号、ドイ
ツ公告公報第１０９９８５８号及び米国特許第２，８２
７，０５６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Ｕ、並びに制御電流Ｉ、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ｕ１１
のための電圧源の働きを例えば電源変圧器から来る５０
Ｈ２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置って整流され
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１４４，１４８に於いて調節され
た電圧を越えると電圧比較器１４７の出力すが正となっ
て）（Ｆ−発生装置を投入する。電圧比較器１４７の出
力信号すが負から正に跳躍する時点と双８Ｉｉ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により導体り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＋Ｕ８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１１０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が導体りを介してハイ・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２７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ｉｔ、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
に高調波周波数ハの間に非高調波周波数ｆ、ｌも発生す
る。

電流ＩＮＦ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ｆ。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ｆ。

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の出力信号には電圧比較器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を導体りに出力し、このことにより電流Ｉ
ＭＦ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Ｉ）ＩＰが投
入される。電圧比較器１６２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ｆ。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。Ｕ８はフィルタの入力
端子でＵ、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□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′ｔＳｓ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ＩＮＦ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
は隼に電流Ｉｏｙ（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゜５１．５２，５３，５５，５
８，５９．６０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ｋｕ
ｂの時間経過を示す。第４図および第４図ａは）ＩＦ−
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１．Ｉｏ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。箪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５０．５１．５
２・・・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　　５８．５９，１１２・・・
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９１．９８−・・ＯＲ回路 １２２．１２３，１２８・・・放電装置１２４．１２５
−・・指示装置 １２７・・・尖頭値メモリー １５Ｇ・・・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 ｊ３ ＦＩＧ、７ ＦＩＧ、８

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）及び（又は
   ）対応する交流電圧（Ｕ＿Ｈ＿Ｆ）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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）の振幅の変動（Ａ（ｔ）
   ）に比例した電圧Ｕ＝ｆ（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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
   （Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）の振幅の変動（Ａ（ｔ））に比例した第
   １の直流電圧（Ｕ＿ａ）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（Ｕ＿ｂ）を形成し、同
   電圧はＨＦ−電流（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）の振幅（Ａ（ｔ））に
   比例して上昇し且つ第１の直流電圧（Ｕ＿ａ）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 （ｋＵ＿ｂ）が電圧比較装置（６７）に導かれ、第１の
   直流電圧（Ｕ＿ａ）が分割された第２の直流電圧（ｋＵ
   ＿ｂ）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（Ｉ
   ＿Ｈ＿Ｆ）が再び投入される迄弛張段階（７０）の出力
   信号（Ｑ）がＨＦ−電流（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）を遮断すること
   を特徴とする高周波外科器 具。 ２　高周波発生装置（１）の基本周波数（ｆ＿１）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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）から生じ凝固電極（１５、１
   ３）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（ｆ＿１）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（ｆ
   ＿１）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 （Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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　高周波発生装置（２８）の無負荷電圧（Ｕ＿Ｏ）が
   高周波発生装置の各投入時点（ｔ＿Ｏ）から調節される
   速度（ｖ）で調節される最小レベル（Ｕ＿ｍ＿ｉ＿ｎ）
   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（
   Ｕ＿ｍ＿ａ＿ｘ）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（Ｕ＿Ｈ＿
   Ｆ）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　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（ｔ＿１）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（ｔ＿１）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　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　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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ
   ）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　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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）が流れていない場合には例えば１３
   ０Ｈｚの周波数（ｆ＿Ｏ）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（Ｉ
   ＿Ｈ＿Ｆ）の強度に比例して上昇又は下降して時点（ｔ
   ＿２からｔ＿３）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　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（ｔ＿１）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　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　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（２７）が設
   けられており、且つ最大投入時間（ｔ＿１からｔ＿ｍ＿
   ａ＿ｘ）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　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（ｆ＿１）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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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（ｆ＿１）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（ｆ＿１
   ）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 （Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）を遮断するこ
   とを特徴とする高周波外科器具。 １２　各凝固過程の間のＨＦ−電流（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）及び
   （又は）対応する交流電圧（Ｕ＿Ｈ＿Ｆ）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、５
   ２）によりＨＦ−電流（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）の振幅の変動（Ａ
   （ｔ））に比例した電圧Ｕ＝ｆ（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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
   （Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）の振幅の変動（Ａ（ｔ））に比例した第
   １の直流電圧（Ｕ＿ａ）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（Ｕ＿ｂ）を形成し、同
   電圧はＨＦ−電流（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）の振幅（Ａ（ｔ））に
   比例して上昇し且つ第１の直流電圧（Ｕ＿ａ）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（ｋＵ＿ｂ）が電圧比較装置（
   ６７）に導かれ、第１の直流電圧（Ｕ＿ａ）が分割され
   た第２の直流電圧（ｋＵ＿ｂ）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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）が再び投入さ
   れる迄弛張段階（７０）の出力信号（Ｑ）がＨＦ−電流
   （Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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　高周波発生装置（２８）の無負荷電圧（Ｕ＿Ｏ）
   が高周波発生装置の各投入時点（ｔ＿Ｏ）から調節され
   る速度（ｖ）で調節される最小レベル（Ｕ＿ｍ＿ｉ＿ｎ
   ）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）によつて手動的に遮断
   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
   （Ｕ＿ｍ＿ａ＿ｘ）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 （Ｕ＿Ｈ＿Ｆ）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　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（ｔ＿１）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（ｔ＿１）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（８
   ５）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　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　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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ
   ）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　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（Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）が流れていない場合には例えば１
   ３０Ｈｚの周波数（ｆ＿Ｏ）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（
   Ｉ＿Ｈ＿Ｆ）の強度に比例して上昇又は下降して時点（
   ｔ＿２からｔ＿３）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　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（ｔ＿１）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　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　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（２７）が設
   けられており、且つ最大投入時間（ｔ＿１からｔ＿ｍ＿
   ａ＿ｘ）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。