JPS647786B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPS647786B2 JPS647786B2 JP55080080A JP8008080A JPS647786B2 JP S647786 B2 JPS647786 B2 JP S647786B2 JP 55080080 A JP55080080 A JP 55080080A JP 8008080 A JP8008080 A JP 8008080A JP S647786 B2 JPS647786 B2 JP S647786B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- reactive electrode
- dielectric material
- conductive foil
- electrodes
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
- 239000003989 dielectric material Substances 0.000 claims description 28
- 239000011888 foil Substances 0.000 claims description 27
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 9
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 8
- -1 polyethylene Polymers 0.000 claims description 8
- 239000004820 Pressure-sensitive adhesive Substances 0.000 claims description 7
- 229920000139 polyethylene terephthalate Polymers 0.000 claims description 5
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 claims description 5
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 claims description 3
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 claims description 3
- 229920001328 Polyvinylidene chloride Polymers 0.000 claims description 2
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 claims description 2
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 229920002492 poly(sulfone) Polymers 0.000 claims description 2
- 239000005033 polyvinylidene chloride Substances 0.000 claims description 2
- 229920000134 Metallised film Polymers 0.000 claims 1
- 239000006261 foam material Substances 0.000 claims 1
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 28
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 28
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 13
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 13
- 229920002799 BoPET Polymers 0.000 description 5
- 239000005041 Mylar™ Substances 0.000 description 5
- 239000010408 film Substances 0.000 description 5
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 description 4
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 3
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 3
- 229920000915 polyvinyl chloride Polymers 0.000 description 3
- 239000004800 polyvinyl chloride Substances 0.000 description 3
- 230000037390 scarring Effects 0.000 description 3
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 3
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 3
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 2
- 239000006260 foam Substances 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 239000012811 non-conductive material Substances 0.000 description 2
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 2
- 230000000451 tissue damage Effects 0.000 description 2
- 231100000827 tissue damage Toxicity 0.000 description 2
- 239000011800 void material Substances 0.000 description 2
- 239000004677 Nylon Substances 0.000 description 1
- 206010040880 Skin irritation Diseases 0.000 description 1
- 230000003187 abdominal effect Effects 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- NIXOWILDQLNWCW-UHFFFAOYSA-N acrylic acid group Chemical group C(C=C)(=O)O NIXOWILDQLNWCW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 239000002390 adhesive tape Substances 0.000 description 1
- 230000001580 bacterial effect Effects 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 description 1
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 238000004140 cleaning Methods 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- 239000011810 insulating material Substances 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 230000037311 normal skin Effects 0.000 description 1
- 229920001778 nylon Polymers 0.000 description 1
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 1
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 239000002985 plastic film Substances 0.000 description 1
- 229920006255 plastic film Polymers 0.000 description 1
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 description 1
- 229920002635 polyurethane Polymers 0.000 description 1
- 239000004814 polyurethane Substances 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000036556 skin irritation Effects 0.000 description 1
- 231100000475 skin irritation Toxicity 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 230000035900 sweating Effects 0.000 description 1
- 238000001757 thermogravimetry curve Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/16—Indifferent or passive electrodes for grounding
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/16—Indifferent or passive electrodes for grounding
- A61B2018/167—Passive electrodes capacitively coupled to the skin
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Plasma & Fusion (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は電気外科医療処置において不反応電極
(indifferent electrodes)として使用される医療
用電極に関し、より詳細には改良された便利さと
安全性と性能とをもつ容量結合された電極に関す
る。
(indifferent electrodes)として使用される医療
用電極に関し、より詳細には改良された便利さと
安全性と性能とをもつ容量結合された電極に関す
る。
電気外科医療処置においては、電気外科医療ゼ
ネレータが能動電極(active electrode)に供給
されるべき高無線周波電流を発生する。能動電極
は組織を切断しかつ血管を凝固させるために使用
され、そして該電極はそのような処置の間比較的
短時間起動される。不反応電極はゼネレータへの
高周波電流のための帰路を形成するために患者に
接触して置かれ、一方該ゼネレータは典型的には
直接接地されるかまたは離れた地上ユニツトに接
続される。
ネレータが能動電極(active electrode)に供給
されるべき高無線周波電流を発生する。能動電極
は組織を切断しかつ血管を凝固させるために使用
され、そして該電極はそのような処置の間比較的
短時間起動される。不反応電極はゼネレータへの
高周波電流のための帰路を形成するために患者に
接触して置かれ、一方該ゼネレータは典型的には
直接接地されるかまたは離れた地上ユニツトに接
続される。
入力電流は能動電極によつて組織に作用され、
そして該電極は手術位置において高電流密度が得
られるように小さな断面をもつことが好ましい。
これらの高電流密度は手術操作に必要な所要の加
熱(接触点において1000℃迄)を与える。しかし
ながら、不反応電極は該電極と接触している患者
の組織のヤケドや傷跡をさけるべく帰路電流が低
い電流密度をもつことを保障するために患者と十
分な表面積に亘つて接触をもつことが重要であ
る。
そして該電極は手術位置において高電流密度が得
られるように小さな断面をもつことが好ましい。
これらの高電流密度は手術操作に必要な所要の加
熱(接触点において1000℃迄)を与える。しかし
ながら、不反応電極は該電極と接触している患者
の組織のヤケドや傷跡をさけるべく帰路電流が低
い電流密度をもつことを保障するために患者と十
分な表面積に亘つて接触をもつことが重要であ
る。
従来の不反応電極は直接的な電気的接触型のも
のであるかまたは容量結合型のもののいずれかで
あつた。直接電気的接触型の不反応電極は患者に
直接取付けられるか又はその下に置かれ、そして
乾式(金属が直接皮膚に接触する)および導電性
ゲル又は粘着剤形式(電極が導電性の溶液、ゲ
ル、またはポリマーを介して皮膚と結合する)の
双方にて使用可能であつた。しかしながら、直接
電気接触型の電極は種々の問題点をもつ。例え
ば、予めゲル化された形式のものが使用されるな
らば、そのゲルは使用前に乾燥してしまうか又は
手術使用中に乾燥し、またゲル中でバクテリアの
成長が起り、また手術後ゲルを除去するという清
掃上の問題もある。さらに、ゲルは或る患者にと
つて皮膚の痛みを生ずる。
のであるかまたは容量結合型のもののいずれかで
あつた。直接電気的接触型の不反応電極は患者に
直接取付けられるか又はその下に置かれ、そして
乾式(金属が直接皮膚に接触する)および導電性
ゲル又は粘着剤形式(電極が導電性の溶液、ゲ
ル、またはポリマーを介して皮膚と結合する)の
双方にて使用可能であつた。しかしながら、直接
電気接触型の電極は種々の問題点をもつ。例え
ば、予めゲル化された形式のものが使用されるな
らば、そのゲルは使用前に乾燥してしまうか又は
手術使用中に乾燥し、またゲル中でバクテリアの
成長が起り、また手術後ゲルを除去するという清
掃上の問題もある。さらに、ゲルは或る患者にと
つて皮膚の痛みを生ずる。
もしも乾式の直接電気接触型の電極、通常大き
な表面積の金属板またはホイルの形態、が使用さ
れるならば、他の問題が起る。それらの問題は患
者の発汗や接触位置における流体のこぼれによる
優先的な電流によつて生ぜしめられるヤケドや、
金属表面の実質的部分との接触を破る手術中の患
者の動きにより生ぜしめられるヤケド、および金
属電極の突出端が手術室中の他の金属表面と偶然
に接触するような場合の医者および他の手術室内
の人間への電気的な危険の可能性を含む。
な表面積の金属板またはホイルの形態、が使用さ
れるならば、他の問題が起る。それらの問題は患
者の発汗や接触位置における流体のこぼれによる
優先的な電流によつて生ぜしめられるヤケドや、
金属表面の実質的部分との接触を破る手術中の患
者の動きにより生ぜしめられるヤケド、および金
属電極の突出端が手術室中の他の金属表面と偶然
に接触するような場合の医者および他の手術室内
の人間への電気的な危険の可能性を含む。
さらに、全ての従来型の直接電気接触型の不反
応電極はその先端位置において患者の体を離れる
優先的な無線周波電流により生ぜしめられる該先
端まわりの熱スポツトの問題がある。この電極を
通しての不均一な電流分布は起り得る患者のヤケ
ドや傷跡の問題を一層極立たせる。
応電極はその先端位置において患者の体を離れる
優先的な無線周波電流により生ぜしめられる該先
端まわりの熱スポツトの問題がある。この電極を
通しての不均一な電流分布は起り得る患者のヤケ
ドや傷跡の問題を一層極立たせる。
一方、容量結合型の電極は使用においてずつと
安全可能性をもつ。この形式の電極は金属電極と
患者の皮膚との間にはさまれた誘電材をもつ。従
前、これらの電極は患者の皮膚に弾性バンドや、
接着テープ片、またはコンデンサ構造の端縁まわ
りの周縁接着により位置保持されてきた。しかし
ながら、これらの電極を患者に固定する従来技術
による方法は信頼できない。もしも患者が動いた
り或は体の位置を直したりするならば、空隙或は
テント作用が誘電材の部分を患者の皮膚より引き
離し、熱スポツトを引き起したり組織のヤケドや
傷跡の可能性を引き起す。従つて、当該技術分野
においては依然として電気外科医療的な処置にお
いて使用するための便利で、安全でそして信頼性
のある不反応電極の要求が存在するのである。
安全可能性をもつ。この形式の電極は金属電極と
患者の皮膚との間にはさまれた誘電材をもつ。従
前、これらの電極は患者の皮膚に弾性バンドや、
接着テープ片、またはコンデンサ構造の端縁まわ
りの周縁接着により位置保持されてきた。しかし
ながら、これらの電極を患者に固定する従来技術
による方法は信頼できない。もしも患者が動いた
り或は体の位置を直したりするならば、空隙或は
テント作用が誘電材の部分を患者の皮膚より引き
離し、熱スポツトを引き起したり組織のヤケドや
傷跡の可能性を引き起す。従つて、当該技術分野
においては依然として電気外科医療的な処置にお
いて使用するための便利で、安全でそして信頼性
のある不反応電極の要求が存在するのである。
本発明によれば、発泡剤または他の適切な可撓
性材料上に装着された金属または他の導電性のホ
イルをもつ容量結合された電極が提供される。一
つの実施例においては、電気的接触は金属ホイル
を貫通し、かつ発泡パツドの反対側に通り抜けて
そこで金属ソケツトと嵌合した金属リベツトによ
り得られ、該ソケツトはリベツトを把持および保
持するために収縮されている。金属ソケツトは、
それから電気的ケーブル手段にスナツプ嵌合さ
れ、一方該ケーブルは電気的外科医療用の電流発
生器、つまりゼネレータの帰路側に接続される。
他の実施例においては、電気的ケーブルおよびプ
ラグが電極に予め取付けることができる。
性材料上に装着された金属または他の導電性のホ
イルをもつ容量結合された電極が提供される。一
つの実施例においては、電気的接触は金属ホイル
を貫通し、かつ発泡パツドの反対側に通り抜けて
そこで金属ソケツトと嵌合した金属リベツトによ
り得られ、該ソケツトはリベツトを把持および保
持するために収縮されている。金属ソケツトは、
それから電気的ケーブル手段にスナツプ嵌合さ
れ、一方該ケーブルは電気的外科医療用の電流発
生器、つまりゼネレータの帰路側に接続される。
他の実施例においては、電気的ケーブルおよびプ
ラグが電極に予め取付けることができる。
金属ホイルは、ポリエチレンテレフタレートや
ポリビニルクロライド、ポリエチレン、或はポリ
スルホンのごとき誘電材の層により完全にカバー
される。好適な実施例においては、誘電材はその
両側を感圧性接着剤により被覆される。代替的
に、接着剤は製造の間の別ステツプにおいて作用
される。接着剤は誘電材を金属ホイルに堅固に取
付ける作用をなし、そして解放可能な保護カバー
シートが除去されたとき電極を患者の皮膚に堅固
に取ける作用をなす。代替的な実施例において
は、金属化された誘電材が使用され、これは誘電
材と金属ホイル間の接着剤の必要を省く。
ポリビニルクロライド、ポリエチレン、或はポリ
スルホンのごとき誘電材の層により完全にカバー
される。好適な実施例においては、誘電材はその
両側を感圧性接着剤により被覆される。代替的
に、接着剤は製造の間の別ステツプにおいて作用
される。接着剤は誘電材を金属ホイルに堅固に取
付ける作用をなし、そして解放可能な保護カバー
シートが除去されたとき電極を患者の皮膚に堅固
に取ける作用をなす。代替的な実施例において
は、金属化された誘電材が使用され、これは誘電
材と金属ホイル間の接着剤の必要を省く。
使用において、解放可能な保護カバーシートが
はがされ、そして電極アツセンブリは接着剤側を
下にして患者の上に置かれる。接着剤はいかなる
隙間或は空隙をもその形成を阻止し、電極の全表
面領域に亘つて誘電材の連続的な接触を保障し、
皮膚への均一な電気的な接続を形成する。電極ア
ツセンブリの形状は重要ではなく、それは患者の
体の種々の部分に付着するのに適合するように
種々の形状につくることができる。典型的には、
電極アツセンブリは矩形形状をもつ。
はがされ、そして電極アツセンブリは接着剤側を
下にして患者の上に置かれる。接着剤はいかなる
隙間或は空隙をもその形成を阻止し、電極の全表
面領域に亘つて誘電材の連続的な接触を保障し、
皮膚への均一な電気的な接続を形成する。電極ア
ツセンブリの形状は重要ではなく、それは患者の
体の種々の部分に付着するのに適合するように
種々の形状につくることができる。典型的には、
電極アツセンブリは矩形形状をもつ。
従つて、本発明の目的は操作するのに安全であ
りかつ従来の電極よりもより信頼性の高い電気的
外科医療処置に使用される改良された不反応電極
を提供することにある。
りかつ従来の電極よりもより信頼性の高い電気的
外科医療処置に使用される改良された不反応電極
を提供することにある。
本発明の他の目的および利点は以下の実施例の
記載より明らかとなろう。
記載より明らかとなろう。
第1図および第2図を参照すると容量結合され
た不反応電極10が示されている。図では矩形形
状に示されているが、電極の形状は重要ではなく
種々の形状にできることがわかつた。電極は可撓
性で弾性のある裏打部材12と、金属ホイル層1
4と、誘電材のシート16と、表面に解放コーテ
イング(release coating)を有する保護カバー
シート18とを含む。裏打部材12の一つの面は
商業的に入手可能な医療等級のアクリル系感圧性
接着剤20の層でカバーされている。それ故金属
ホイル層14は接着剤20に付着される。それか
ら金属ホイル層14と部材12とは軸24をもつ
金属リベツト22により貫通される。軸24は金
属ホイル層14と裏打部材12の双方を貫通する
のに十分な長さとされ、かつパツドを通して電気
的な導通路を与えるように金属ソケツト26と嵌
合される。ソケツト26はそれからシヤフトと一
体に固定されるように収縮される。ソケツト26
は電気的外科医術用ジエネレータの戻り線に容易
にスナツプ嵌合させることができる。代替的に、
ホイル層14から電気的外科医術用ジエネレータ
の戻り側に電気的な導通路を形成するためのあら
ゆる適切な手段をも用いることができる。
た不反応電極10が示されている。図では矩形形
状に示されているが、電極の形状は重要ではなく
種々の形状にできることがわかつた。電極は可撓
性で弾性のある裏打部材12と、金属ホイル層1
4と、誘電材のシート16と、表面に解放コーテ
イング(release coating)を有する保護カバー
シート18とを含む。裏打部材12の一つの面は
商業的に入手可能な医療等級のアクリル系感圧性
接着剤20の層でカバーされている。それ故金属
ホイル層14は接着剤20に付着される。それか
ら金属ホイル層14と部材12とは軸24をもつ
金属リベツト22により貫通される。軸24は金
属ホイル層14と裏打部材12の双方を貫通する
のに十分な長さとされ、かつパツドを通して電気
的な導通路を与えるように金属ソケツト26と嵌
合される。ソケツト26はそれからシヤフトと一
体に固定されるように収縮される。ソケツト26
は電気的外科医術用ジエネレータの戻り線に容易
にスナツプ嵌合させることができる。代替的に、
ホイル層14から電気的外科医術用ジエネレータ
の戻り側に電気的な導通路を形成するためのあら
ゆる適切な手段をも用いることができる。
ナイロンまたは他の絶縁材のごとき非電導性の
材料からなるボタン28がリベツト22と誘電材
層16との間に介在され、これによりリベツトが
決して患者の皮膚と直接接触しないようにしてい
る。誘電材層16はあらゆる適切な非電導性の材
料からつくることができ、それはポリエチレン
や、ポリビニルクロライド、ポリエチレンテレフ
タレート、ポリスルフオンのごとき薄いフイルム
に容易に形成することができる。好適な誘電材
は、イー・アイ・デユポン・デイ・ネモア社(E.
I.du Pont de Nemours&Cr.)から商標名「マ
イラー」(Mylar)の下に販売されているポリエ
チレンテレフタレートやダウケミカル社(Dow
Chemical Co.)から商標名「サラン」(Saran)
で販売されているポリビニリデンクロライドであ
る。これらの材料は可撓性があつて強く、そして
約0.0013cm(0.0005インチ)の厚みにフイルム状
にすることができる。誘電材層16は両側を適当
な感圧性接着剤により被覆されて金属ホイル層1
4上に置かれる。厚さ約0.005cm(0.002インチ)
の接着剤を誘電材層の両側に施すことが適切であ
るとわかつた。誘電材層は少くとも金属ホイルの
端縁までカバーしこれにより電極上には露出した
金属が無いようにすることが重要である。第1図
および第2図に示された電極は表面積が金属ホイ
ル層14よりも大きな裏打部材12をもつが、裏
打パツドの端縁をこえる誘電層と金属ホイル層を
与えることは本発明の範囲内である。このように
して装置の全表面領域が使用される。
材料からなるボタン28がリベツト22と誘電材
層16との間に介在され、これによりリベツトが
決して患者の皮膚と直接接触しないようにしてい
る。誘電材層16はあらゆる適切な非電導性の材
料からつくることができ、それはポリエチレン
や、ポリビニルクロライド、ポリエチレンテレフ
タレート、ポリスルフオンのごとき薄いフイルム
に容易に形成することができる。好適な誘電材
は、イー・アイ・デユポン・デイ・ネモア社(E.
I.du Pont de Nemours&Cr.)から商標名「マ
イラー」(Mylar)の下に販売されているポリエ
チレンテレフタレートやダウケミカル社(Dow
Chemical Co.)から商標名「サラン」(Saran)
で販売されているポリビニリデンクロライドであ
る。これらの材料は可撓性があつて強く、そして
約0.0013cm(0.0005インチ)の厚みにフイルム状
にすることができる。誘電材層16は両側を適当
な感圧性接着剤により被覆されて金属ホイル層1
4上に置かれる。厚さ約0.005cm(0.002インチ)
の接着剤を誘電材層の両側に施すことが適切であ
るとわかつた。誘電材層は少くとも金属ホイルの
端縁までカバーしこれにより電極上には露出した
金属が無いようにすることが重要である。第1図
および第2図に示された電極は表面積が金属ホイ
ル層14よりも大きな裏打部材12をもつが、裏
打パツドの端縁をこえる誘電層と金属ホイル層を
与えることは本発明の範囲内である。このように
して装置の全表面領域が使用される。
裏打部材12は好ましくはポリウレタンや、ポ
リビニルクロライド等のごとき閉鎖セル型の発泡
プラスチツク材から形成される。そのような材料
は流体の吸収に抵抗する。代替的に、裏打部材は
組織(fabric)材料とすることができる。そのよ
うなシートは極めて可撓性に富み、皮膚形状に容
易に従う。ホイル14はあらゆる適切な導電材か
らつくることができ、それは薄い可撓性のホイル
とすることができる。金属化されたポリエチレン
テレフタレートのフイルムのごとき金属化された
プラスチツクフイルムを用いることは本発明の範
囲内ではあるが、アルミニウムのホイルを用いる
ことが好ましい。
リビニルクロライド等のごとき閉鎖セル型の発泡
プラスチツク材から形成される。そのような材料
は流体の吸収に抵抗する。代替的に、裏打部材は
組織(fabric)材料とすることができる。そのよ
うなシートは極めて可撓性に富み、皮膚形状に容
易に従う。ホイル14はあらゆる適切な導電材か
らつくることができ、それは薄い可撓性のホイル
とすることができる。金属化されたポリエチレン
テレフタレートのフイルムのごとき金属化された
プラスチツクフイルムを用いることは本発明の範
囲内ではあるが、アルミニウムのホイルを用いる
ことが好ましい。
以下に本発明の実験例を示す。
例 1
電極が取付けられた皮膚位置で不反応電極の表
面面積を変えることが皮膚温度にどのように影響
を与えるかを調べるために、0.5℃内に正確なサ
ーモグラフ技術を用いた温度測定が人体実験にお
いて行われた。人体の腹部領域に取付けられた本
発明の教示に従つて用意された不反応電極に1分
間に亘つて1アンペアの電流が供給された。誘電
材として約0.0013cm(0.0005インチ)厚みの「マ
イラー」フイルムが使用された。これらの電流お
よび持続時間の値は電気外科医術の処置に対する
供給エネルギーについて“最悪の可能なケース”
の限度を示しており、該値は80以上の外科的処置
に対する最大の同様な値を分析することにより得
られたものである。サーモグラムは電流が切られ
た後約30秒撮影された。これはサーモグラフがと
られる前に被検体より電極を取除く必要性を考り
よした場合最も低い実行可能な時間を示すもので
ある。これらのテストの結果は第3図に示してあ
る。理解されるように、皮膚温度の最も大きな増
加は約96cm2(15インチ平方)の電極に対するもの
で、この点から下の電極サイズの減少に対しては
温度の指数的上昇が起つている。約256cm2(40イ
ンチ平方)およびそれ以上の表面積では、電極の
表面積の増加により顕著な温度の増加はなく、温
度増加は約0.5℃に達している。通常の皮膚温度
は約31℃であるが、組織の損傷が生ずる前に約45
℃の温度が必要である。
面面積を変えることが皮膚温度にどのように影響
を与えるかを調べるために、0.5℃内に正確なサ
ーモグラフ技術を用いた温度測定が人体実験にお
いて行われた。人体の腹部領域に取付けられた本
発明の教示に従つて用意された不反応電極に1分
間に亘つて1アンペアの電流が供給された。誘電
材として約0.0013cm(0.0005インチ)厚みの「マ
イラー」フイルムが使用された。これらの電流お
よび持続時間の値は電気外科医術の処置に対する
供給エネルギーについて“最悪の可能なケース”
の限度を示しており、該値は80以上の外科的処置
に対する最大の同様な値を分析することにより得
られたものである。サーモグラムは電流が切られ
た後約30秒撮影された。これはサーモグラフがと
られる前に被検体より電極を取除く必要性を考り
よした場合最も低い実行可能な時間を示すもので
ある。これらのテストの結果は第3図に示してあ
る。理解されるように、皮膚温度の最も大きな増
加は約96cm2(15インチ平方)の電極に対するもの
で、この点から下の電極サイズの減少に対しては
温度の指数的上昇が起つている。約256cm2(40イ
ンチ平方)およびそれ以上の表面積では、電極の
表面積の増加により顕著な温度の増加はなく、温
度増加は約0.5℃に達している。通常の皮膚温度
は約31℃であるが、組織の損傷が生ずる前に約45
℃の温度が必要である。
比較の目的で、2つの商業的な入手可能な予め
ゲル化された(pre−gelled)直結式の不反応電
極もまたテストされた。それらの表面面積はそれ
ぞれ約76.8cm2(12インチ平方)と約154cm2(24イ
ンチ平方)であつた。これらの電極を用いて測定
された温度増加は、比較ができるように容量結合
された電極に対するデータ曲線上に置かれた。第
3図に示すように、約76.8cm2(12平方インチ)の
直結型電極と比べた場合等しい温度増加を生ずる
には約160cm2(25インチ平方)の容量結合型電極
が必要とされ、また約154cm2(24インチ平方)の
直結型電極に対する等しい温度増加となるには約
211cm2(33インチ平方)の容量結合型電極が必要
とされる。それ故、容量結合型電極の表面積を控
え目に増加することにより、商業的に入手可能な
直結型電極では得ることができない、本質的に同
じ低温の皮膚温度を維持しながらの改良された操
作特性と安全性との利用が可能である。さらに、
この最悪のケースにて示されるように、約192cm2
(30インチ平方)或はそれ以上の容量結合型電極
は組織の損傷を生ぜしめる限界温度よりはるかに
低い皮膚温度の増加を生ぜしめる。
ゲル化された(pre−gelled)直結式の不反応電
極もまたテストされた。それらの表面面積はそれ
ぞれ約76.8cm2(12インチ平方)と約154cm2(24イ
ンチ平方)であつた。これらの電極を用いて測定
された温度増加は、比較ができるように容量結合
された電極に対するデータ曲線上に置かれた。第
3図に示すように、約76.8cm2(12平方インチ)の
直結型電極と比べた場合等しい温度増加を生ずる
には約160cm2(25インチ平方)の容量結合型電極
が必要とされ、また約154cm2(24インチ平方)の
直結型電極に対する等しい温度増加となるには約
211cm2(33インチ平方)の容量結合型電極が必要
とされる。それ故、容量結合型電極の表面積を控
え目に増加することにより、商業的に入手可能な
直結型電極では得ることができない、本質的に同
じ低温の皮膚温度を維持しながらの改良された操
作特性と安全性との利用が可能である。さらに、
この最悪のケースにて示されるように、約192cm2
(30インチ平方)或はそれ以上の容量結合型電極
は組織の損傷を生ぜしめる限界温度よりはるかに
低い皮膚温度の増加を生ぜしめる。
例 2
本発明のプラクテイスに従つて用意されかつ約
192cm2(30インチ平方)の皮膚接触表面積をもつ
容量結合型の電極を用いて、誘電材の異つた厚さ
に対する皮膚温度増加が例1と同様に測定され
た。同様に1アンペアの電流が60秒間供給され、
また使用された誘電材は「マイラー」であつた。
第4図からわかるように、誘電材の厚みは皮膚温
度増加の影響には重要ではない。約0.0013cm
(0.0005インチ)厚みの誘電材は20倍の厚みの材
料と同様に良好な結果を生じた。それ故、誘電材
の厚みのいくつかの制限的要素は、薄いフイルム
をつくるための能力と該フイルムの製造プロセス
における応力に耐えるための物理的特性である。
勿論、誘電層フイルムの厚みは該誘電層を通して
の電弧作用が生ずるときの破壊電圧によつても制
限される。
192cm2(30インチ平方)の皮膚接触表面積をもつ
容量結合型の電極を用いて、誘電材の異つた厚さ
に対する皮膚温度増加が例1と同様に測定され
た。同様に1アンペアの電流が60秒間供給され、
また使用された誘電材は「マイラー」であつた。
第4図からわかるように、誘電材の厚みは皮膚温
度増加の影響には重要ではない。約0.0013cm
(0.0005インチ)厚みの誘電材は20倍の厚みの材
料と同様に良好な結果を生じた。それ故、誘電材
の厚みのいくつかの制限的要素は、薄いフイルム
をつくるための能力と該フイルムの製造プロセス
における応力に耐えるための物理的特性である。
勿論、誘電層フイルムの厚みは該誘電層を通して
の電弧作用が生ずるときの破壊電圧によつても制
限される。
例 3
容量結合された電極を使用せる回路内のインピ
ーダンス(供給電流に対する電圧の比)が異つた
表面積を有する電極を使用して測定された。理想
的には、回路中のインピーダンスは変更通路の危
険(alternate path hazards)を避けるために低
くされるべきである。すなわち、もし電流に対す
る抵抗が大きいと、能動電極(active
electrode)に加えられた電流は帰電極(return
electrode)以外を通つて人体を離れるために変
更通路をさがし求める。それ故、例えばもし患者
が小さなイー・ケー・ジー(EKG)電極を有す
るイー・ケー・ジーモニターにつなぎ止められて
いるならば、電気外科医術的な能動電極に加えら
れた電流はイー・ケー・ジー電極側で患者の体を
離れようとすることができる。そのような電極の
小さな表面積のために、熱形成によりイー・ケ
ー・ジー電極側で組織破壊が起り得る。
ーダンス(供給電流に対する電圧の比)が異つた
表面積を有する電極を使用して測定された。理想
的には、回路中のインピーダンスは変更通路の危
険(alternate path hazards)を避けるために低
くされるべきである。すなわち、もし電流に対す
る抵抗が大きいと、能動電極(active
electrode)に加えられた電流は帰電極(return
electrode)以外を通つて人体を離れるために変
更通路をさがし求める。それ故、例えばもし患者
が小さなイー・ケー・ジー(EKG)電極を有す
るイー・ケー・ジーモニターにつなぎ止められて
いるならば、電気外科医術的な能動電極に加えら
れた電流はイー・ケー・ジー電極側で患者の体を
離れようとすることができる。そのような電極の
小さな表面積のために、熱形成によりイー・ケ
ー・ジー電極側で組織破壊が起り得る。
第5図に示すように、回路のインピーダンスは
容量結合された電極の表面積が増大するに従つて
減少する。テストのために1アンペアの電流が能
動側に加えられ、また電極に使用された誘電材は
厚さ約0.0013cm(0.0005インチ)の「マイラー」
であつた。比較の目的で商業的に入手可能な予め
ゲル化された直結型の電極のインピーダンスもま
た測定されてインピーダンス曲線上にプロツトさ
れた。例1と同様に、約76.8cm2(12インチ平方)
および約154cm2(24インチ平方)の直結型電極が
使用された。
容量結合された電極の表面積が増大するに従つて
減少する。テストのために1アンペアの電流が能
動側に加えられ、また電極に使用された誘電材は
厚さ約0.0013cm(0.0005インチ)の「マイラー」
であつた。比較の目的で商業的に入手可能な予め
ゲル化された直結型の電極のインピーダンスもま
た測定されてインピーダンス曲線上にプロツトさ
れた。例1と同様に、約76.8cm2(12インチ平方)
および約154cm2(24インチ平方)の直結型電極が
使用された。
第6図は種々の表面積に寸法づけられた容量結
合された電極に対する変更通路電流の測定値を示
す。1アンペアに標準化された電流が能動電極側
に加えられ、また厚さ約0.0013cm(0.0005イン
チ)の誘電材が使用された。小寸法のイー・ケ
ー・ジー電極により加熱の問題を提起したいくつ
かのテストでは1アンペア以下の電流が使用され
た。報告された全ての結果は1アンペアの電流に
標準化された。小さなイー・ケー・ジー電極が能
動電極側付近と容量結合された帰電極側付近の双
方に位置決めされた。理解されるように、容量結
合された表面積が増大すると各イー・ケー・ジー
電極で測定された変更通路電流は減少する。これ
は容量結合された電極の表面積が大きければ大き
い程、患者に対する変更通路の危険が少ないこと
を意味する。
合された電極に対する変更通路電流の測定値を示
す。1アンペアに標準化された電流が能動電極側
に加えられ、また厚さ約0.0013cm(0.0005イン
チ)の誘電材が使用された。小寸法のイー・ケ
ー・ジー電極により加熱の問題を提起したいくつ
かのテストでは1アンペア以下の電流が使用され
た。報告された全ての結果は1アンペアの電流に
標準化された。小さなイー・ケー・ジー電極が能
動電極側付近と容量結合された帰電極側付近の双
方に位置決めされた。理解されるように、容量結
合された表面積が増大すると各イー・ケー・ジー
電極で測定された変更通路電流は減少する。これ
は容量結合された電極の表面積が大きければ大き
い程、患者に対する変更通路の危険が少ないこと
を意味する。
例 4
第7図および第8図は、固定された約192cm2
(30インチ平方)の容量結合された電極に対し誘
電材の厚みを変えた場合のインピーダンスと変更
通路電流を示すものである。ここでも、誘電材と
して「マイラー」が使用され、かつ例3における
場合と同様に1アンペアに標準化された電流が能
動電極側にかけられた。理解されるように、イン
ピーダンスと変更通路電流の双方が誘電材の厚み
の増加に従つて増大している。
(30インチ平方)の容量結合された電極に対し誘
電材の厚みを変えた場合のインピーダンスと変更
通路電流を示すものである。ここでも、誘電材と
して「マイラー」が使用され、かつ例3における
場合と同様に1アンペアに標準化された電流が能
動電極側にかけられた。理解されるように、イン
ピーダンスと変更通路電流の双方が誘電材の厚み
の増加に従つて増大している。
接着剤を被覆された本発明の容量結合電極は安
全性と借頼性ある作用を与える。接着剤は電極の
全表面をカバーしているので、それは患者の皮膚
により安全な接触を与え、熱スポツトを生ずるテ
ント形成や空隙形成に対抗する。さらに、電極の
端縁まわりに接着剤の周リングを必要とせず、全
表面領域が電極面積として利用できる。実験例に
より示されたように、約192cm2(30インチ平方)
またはそれ以上の表面積をもつ電極が1分間迄の
高電流で作用することができ、しかも患者の皮膚
温度にいかなる危険も生じない。電極サイズの減
少により損数的な加熱上昇があるので、約96cm2
(15インチ平方)の電極が安全な使用に対する実
際的な限度を示すようである。しかしながら、制
御された電流の作用の下ではさらに小さなサイズ
の電極が実用性をもつ。
全性と借頼性ある作用を与える。接着剤は電極の
全表面をカバーしているので、それは患者の皮膚
により安全な接触を与え、熱スポツトを生ずるテ
ント形成や空隙形成に対抗する。さらに、電極の
端縁まわりに接着剤の周リングを必要とせず、全
表面領域が電極面積として利用できる。実験例に
より示されたように、約192cm2(30インチ平方)
またはそれ以上の表面積をもつ電極が1分間迄の
高電流で作用することができ、しかも患者の皮膚
温度にいかなる危険も生じない。電極サイズの減
少により損数的な加熱上昇があるので、約96cm2
(15インチ平方)の電極が安全な使用に対する実
際的な限度を示すようである。しかしながら、制
御された電流の作用の下ではさらに小さなサイズ
の電極が実用性をもつ。
第1図は本発明の不反応電極の一実施例の分解
斜視図、第2図は組立てられた不反応電極の側部
断面図、第3図は容量結合された不反応電極の表
面面積に対する皮膚温度の変化グラフで比較のた
め2つの商業的に入手可能な直結型不反応電極に
対するデータとともに示すグラフ、第4図は約
192cm2(30インチ平方)表面面積の容量的に結合
された電極に対する誘電層厚み対皮膚温度の変化
のグラフ、第5図は容量結合された電極の表面面
積対インピーダンスのグラフで比較のため商業的
に入手可能な直結型不反応電極に対するデータと
ともに示すグラフ、第6図は容量結合された電極
の表面面積対変更通路電流(alternate poth
current)のグラフ、第7図は約192cm2(30インチ
平方)表面面積の容量結合された電極に対する誘
電層厚み対インピーダンスのグラフ、第8図は約
192cm2(30平方インチ)表面面積の容量結合され
た電極に対する誘電層厚み対変更通路電流のグラ
フである。 10……電極、12……裏打部材、14……金
属ホイル層、16……誘電材シート、18……保
護カバーシート、20……接着剤、22……金属
リベツト、24……軸、26……金属ソケツト、
28……ボタン。
斜視図、第2図は組立てられた不反応電極の側部
断面図、第3図は容量結合された不反応電極の表
面面積に対する皮膚温度の変化グラフで比較のた
め2つの商業的に入手可能な直結型不反応電極に
対するデータとともに示すグラフ、第4図は約
192cm2(30インチ平方)表面面積の容量的に結合
された電極に対する誘電層厚み対皮膚温度の変化
のグラフ、第5図は容量結合された電極の表面面
積対インピーダンスのグラフで比較のため商業的
に入手可能な直結型不反応電極に対するデータと
ともに示すグラフ、第6図は容量結合された電極
の表面面積対変更通路電流(alternate poth
current)のグラフ、第7図は約192cm2(30インチ
平方)表面面積の容量結合された電極に対する誘
電層厚み対インピーダンスのグラフ、第8図は約
192cm2(30平方インチ)表面面積の容量結合され
た電極に対する誘電層厚み対変更通路電流のグラ
フである。 10……電極、12……裏打部材、14……金
属ホイル層、16……誘電材シート、18……保
護カバーシート、20……接着剤、22……金属
リベツト、24……軸、26……金属ソケツト、
28……ボタン。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 電気外科医療処置に使用される容量結合され
た不反応電極であつて、可撓性の裏打シートと、
該可撓性の裏打シート上に設けられた薄くて可撓
性の導電性のホイルと、該導電性のホイルを電気
外科医療用の電流発生器に電気的に接続する手段
と、前記導電性のホイルに装着されかつ同ホイル
を完全に覆つている約0.0013cm(0.0005インチ)
から約0.025cm(0.01インチ)の厚みを有する誘
電材料の層とからなり、該誘電材料の層は電気外
科医療状態の下で容量的に結合可能な皮膚接触面
を形成しており、前記誘電材料の皮膚接触面全体
が当該不反応電極を患者の皮膚に固定すべくその
上に感圧性接着剤を有する容量結合型の不反応電
極。 2 前記可撓性の裏打シートは前記導電性のホイ
ルと誘電材料の端縁を超えて伸びている周縁部を
有し、該周縁部は当該電極を患者の皮膚に固定す
るため感圧性接着剤を有する第1項の不反応電
極。 3 前記導電性のホイルが少くとも約96cm2(15イ
ンチ平方)の表面積をもつ第1項の不反応電極。 4 前記誘電材料がポリエチレン、ポリエチレン
テレフタレート、ポリビニリデンクロライド、お
よびポリスリホンのグループより選択されている
第1項の不反応電極。 5 前記誘電材料が前記導電性のホイルに付着さ
れている第1項の不反応電極。 6 前記導電性のホイルがアルミニウムおよび金
属化されたポリエチレンテレフタレートのグルー
プより選ばれている第1項の不反応電極。 7 前記導電性のホイルが前記可撓性の裏打シー
トの端縁迄ほゞ完全に伸びている第1項の不反応
電極。 8 前記可撓性の裏打シートがポリマー状の発泡
材よりつくられている第1項の不反応電極。 9 前記可撓性の裏打シートが組織材料よりなる
第1項の不反応電極。 10 前記電気的な接続手段がスナツプ止固定手
段である第1項の不反応電極。 11 前記誘電材料の層が感圧性接着剤の連続し
た層よりなる第1項の不反応電極。
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US4895279A | 1979-06-15 | 1979-06-15 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS568046A JPS568046A (en) | 1981-01-27 |
JPS647786B2 true JPS647786B2 (ja) | 1989-02-10 |
Family
ID=21957328
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP8008080A Granted JPS568046A (en) | 1979-06-15 | 1980-06-13 | Volume coupling type nonreactive electrode |
Country Status (16)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS568046A (ja) |
AU (1) | AU537758B2 (ja) |
BE (1) | BE883826A (ja) |
BR (1) | BR8003706A (ja) |
CA (1) | CA1140217A (ja) |
DE (1) | DE3022334A1 (ja) |
DK (1) | DK256080A (ja) |
ES (1) | ES8101878A1 (ja) |
FR (1) | FR2459039B1 (ja) |
GB (3) | GB2054382B (ja) |
HK (1) | HK100184A (ja) |
IT (1) | IT1130479B (ja) |
MX (1) | MX149216A (ja) |
NZ (1) | NZ193871A (ja) |
SE (1) | SE450808B (ja) |
ZA (1) | ZA803166B (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9053640B1 (en) | 1993-12-02 | 2015-06-09 | Adrea, LLC | Interactive electronic book |
US9099097B2 (en) | 1999-06-25 | 2015-08-04 | Adrea, LLC | Electronic book with voice emulation features |
Families Citing this family (27)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
SE8502048D0 (sv) * | 1985-04-26 | 1985-04-26 | Astra Tech Ab | Vakuumfixerad hallare for medicinskt bruk |
JPH0646366U (ja) * | 1991-05-21 | 1994-06-24 | 株式会社タニタ | 生体インピーダンス計の電極 |
US6102044A (en) * | 1999-10-08 | 2000-08-15 | Medical Concepts Development, Inc. | Electrode carrying surgical drape and method |
WO2001032114A1 (en) * | 1999-11-02 | 2001-05-10 | Wizcare Ltd. | Skin-gripper |
US7182604B2 (en) | 2001-06-01 | 2007-02-27 | Sherwood Services Ag | Return pad cable connector |
US6860881B2 (en) | 2002-09-25 | 2005-03-01 | Sherwood Services Ag | Multiple RF return pad contact detection system |
US8808161B2 (en) | 2003-10-23 | 2014-08-19 | Covidien Ag | Redundant temperature monitoring in electrosurgical systems for safety mitigation |
CA2541037A1 (en) | 2005-03-31 | 2006-09-30 | Sherwood Services Ag | Temperature regulating patient return electrode and return electrode monitoring system |
US7736359B2 (en) | 2006-01-12 | 2010-06-15 | Covidien Ag | RF return pad current detection system |
US7927329B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-04-19 | Covidien Ag | Temperature sensing return electrode pad |
US7722603B2 (en) | 2006-09-28 | 2010-05-25 | Covidien Ag | Smart return electrode pad |
US8708210B2 (en) | 2006-10-05 | 2014-04-29 | Covidien Lp | Method and force-limiting handle mechanism for a surgical instrument |
US8777940B2 (en) * | 2007-04-03 | 2014-07-15 | Covidien Lp | System and method for providing even heat distribution and cooling return pads |
US8021360B2 (en) * | 2007-04-03 | 2011-09-20 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for providing even heat distribution and cooling return pads |
US8080007B2 (en) | 2007-05-07 | 2011-12-20 | Tyco Healthcare Group Lp | Capacitive electrosurgical return pad with contact quality monitoring |
US8388612B2 (en) | 2007-05-11 | 2013-03-05 | Covidien Lp | Temperature monitoring return electrode |
US8231614B2 (en) | 2007-05-11 | 2012-07-31 | Tyco Healthcare Group Lp | Temperature monitoring return electrode |
US8100898B2 (en) | 2007-08-01 | 2012-01-24 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for return electrode monitoring |
US8801703B2 (en) | 2007-08-01 | 2014-08-12 | Covidien Lp | System and method for return electrode monitoring |
US8187263B2 (en) | 2008-02-04 | 2012-05-29 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for return electrode monitoring |
US8523853B2 (en) | 2008-02-05 | 2013-09-03 | Covidien Lp | Hybrid contact quality monitoring return electrode |
US8486059B2 (en) | 2008-02-15 | 2013-07-16 | Covidien Lp | Multi-layer return electrode |
US9987072B2 (en) | 2008-03-17 | 2018-06-05 | Covidien Lp | System and method for detecting a fault in a capacitive return electrode for use in electrosurgery |
US8298225B2 (en) | 2009-03-19 | 2012-10-30 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for return electrode monitoring |
US8388614B2 (en) | 2009-09-29 | 2013-03-05 | Covidien Lp | Return electrode temperature prediction |
WO2013075270A1 (zh) | 2011-11-25 | 2013-05-30 | Yang Chang-Ming | 一种侦测心跳或电极接触良好与否的物品、方法及系统 |
US11364076B2 (en) | 2019-12-12 | 2022-06-21 | Covidien Lp | Monopolar return pad |
Family Cites Families (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE1965146A1 (de) * | 1968-12-18 | 1970-06-25 | Minnesota Mining & Mfg | Leitfaehige Gelkissen |
US4004578A (en) * | 1974-09-10 | 1977-01-25 | Salve S.A. | Expendable electro-cardiograph electrode |
US3972329A (en) * | 1974-11-25 | 1976-08-03 | Kaufman John George | Body electrode for electro-medical use |
US4092985A (en) * | 1974-11-25 | 1978-06-06 | John George Kaufman | Body electrode for electro-medical use |
US4008721A (en) * | 1975-04-14 | 1977-02-22 | Medtronic, Inc. | Tape electrode for transmitting electrical signals through the skin |
DE2535341C2 (de) * | 1975-08-07 | 1980-09-25 | Hans Heinrich Prof. Dr. 8035 Gauting Meinke | Anlage zum Schneiden und/oder Koagulieren menschlichen Gewebes in der Chirurgie |
JPS53123591A (en) * | 1977-04-02 | 1978-10-28 | Sony Corp | Pair electrode plates used in contact with living body |
US4166465A (en) * | 1977-10-17 | 1979-09-04 | Neomed Incorporated | Electrosurgical dispersive electrode |
US4200104A (en) * | 1977-11-17 | 1980-04-29 | Valleylab, Inc. | Contact area measurement apparatus for use in electrosurgery |
US4141366A (en) * | 1977-11-18 | 1979-02-27 | Medtronic, Inc. | Lead connector for tape electrode |
US4188927A (en) * | 1978-01-12 | 1980-02-19 | Valleylab, Inc. | Multiple source electrosurgical generator |
-
1980
- 1980-05-27 ZA ZA00803166A patent/ZA803166B/xx unknown
- 1980-05-28 CA CA000352866A patent/CA1140217A/en not_active Expired
- 1980-05-28 NZ NZ193871A patent/NZ193871A/xx unknown
- 1980-06-02 AU AU58972/80A patent/AU537758B2/en not_active Expired
- 1980-06-13 DK DK256080A patent/DK256080A/da not_active Application Discontinuation
- 1980-06-13 DE DE19803022334 patent/DE3022334A1/de not_active Ceased
- 1980-06-13 BE BE0/201042A patent/BE883826A/fr not_active IP Right Cessation
- 1980-06-13 SE SE8004405A patent/SE450808B/sv not_active IP Right Cessation
- 1980-06-13 BR BR8003706A patent/BR8003706A/pt unknown
- 1980-06-13 IT IT67930/80A patent/IT1130479B/it active
- 1980-06-13 JP JP8008080A patent/JPS568046A/ja active Granted
- 1980-06-13 GB GB8019400A patent/GB2054382B/en not_active Expired
- 1980-06-13 FR FR8013185A patent/FR2459039B1/fr not_active Expired
- 1980-06-13 MX MX182753A patent/MX149216A/es unknown
- 1980-06-13 ES ES492423A patent/ES8101878A1/es not_active Expired
-
1983
- 1983-10-25 GB GB838328514A patent/GB8328514D0/en active Pending
- 1983-11-25 GB GB08331604A patent/GB2130100B/en not_active Expired
-
1984
- 1984-12-27 HK HK1001/84A patent/HK100184A/xx not_active IP Right Cessation
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9053640B1 (en) | 1993-12-02 | 2015-06-09 | Adrea, LLC | Interactive electronic book |
US9099097B2 (en) | 1999-06-25 | 2015-08-04 | Adrea, LLC | Electronic book with voice emulation features |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
FR2459039B1 (fr) | 1985-11-29 |
AU5897280A (en) | 1980-12-18 |
DE3022334A1 (de) | 1980-12-18 |
BR8003706A (pt) | 1981-01-13 |
SE8004405L (sv) | 1980-12-16 |
IT1130479B (it) | 1986-06-11 |
HK100184A (en) | 1985-01-04 |
ES492423A0 (es) | 1980-12-16 |
GB8331604D0 (en) | 1984-01-04 |
GB2054382A (en) | 1981-02-18 |
SE450808B (sv) | 1987-08-03 |
GB2130100B (en) | 1984-11-21 |
GB2054382B (en) | 1984-07-04 |
GB8328514D0 (en) | 1983-11-23 |
GB2130100A (en) | 1984-05-31 |
NZ193871A (en) | 1982-12-21 |
ZA803166B (en) | 1981-05-27 |
CA1140217A (en) | 1983-01-25 |
IT8067930A0 (it) | 1980-06-13 |
MX149216A (es) | 1983-09-26 |
FR2459039A1 (fr) | 1981-01-09 |
AU537758B2 (en) | 1984-07-12 |
JPS568046A (en) | 1981-01-27 |
DK256080A (da) | 1980-12-16 |
BE883826A (fr) | 1980-10-01 |
ES8101878A1 (es) | 1980-12-16 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JPS647786B2 (ja) | ||
US4669468A (en) | Capacitively coupled indifferent electrode | |
US4387714A (en) | Electrosurgical dispersive electrode | |
US4088133A (en) | Electrode for electrosurgical procedure | |
US4166465A (en) | Electrosurgical dispersive electrode | |
US6138044A (en) | Method and device for sensing bioelectrical signals | |
US4771783A (en) | Flat, conformable, biomedical electrode | |
EP0957989B1 (en) | Biomedical adhesive electrode and method of use | |
US3960141A (en) | Electrosurgical and ECG monitoring system | |
US4706680A (en) | Conductive adhesive medical electrode assemblies | |
JP4155709B2 (ja) | ミシン目の線を有する生体臨床医学用電極 | |
US3505993A (en) | Electrocardiograph electrodes with surface convexities | |
US4635641A (en) | Multi-element electrode | |
US5797902A (en) | Biomedical electrode providing early detection of accidental detachment | |
US4777954A (en) | Conductive adhesive medical electrode assemblies | |
US5148806A (en) | Electrode for use with a living body | |
JPH05104U (ja) | 生医学用電極構造 | |
US4899754A (en) | Flat, conformable, biomedical electrode allowing removal of electrical lead wire | |
JPS61502589A (ja) | 医用電極 | |
US4727880A (en) | Flat, conformable, biomedical electrode | |
JP2874947B2 (ja) | 電気メス用対極板 | |
US20220218983A1 (en) | Conductive Member For Use In Radiofrequency Ablation | |
EP0259006B1 (en) | Flat, conformable, biomedical electrode | |
EP0269200A1 (en) | Flat biomedical electrode | |
EP0836864A2 (en) | Defibrillator electrode |