JPH0586226B2 - - Google Patents
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- JPH0586226B2 JPH0586226B2 JP61244013A JP24401386A JPH0586226B2 JP H0586226 B2 JPH0586226 B2 JP H0586226B2 JP 61244013 A JP61244013 A JP 61244013A JP 24401386 A JP24401386 A JP 24401386A JP H0586226 B2 JPH0586226 B2 JP H0586226B2
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- frequency
- filter
- tissue
- electric arc
- surgical device
- Prior art date
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- Expired - Lifetime
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- H—ELECTRICITY
- H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
- H03L—AUTOMATIC CONTROL, STARTING, SYNCHRONISATION OR STABILISATION OF GENERATORS OF ELECTRONIC OSCILLATIONS OR PULSES
- H03L5/00—Automatic control of voltage, current, or power
- H03L5/02—Automatic control of voltage, current, or power of power
-
- 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
- A61B18/1206—Generators therefor
-
- 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
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00845—Frequency
- A61B2018/00857—Frequency harmonic
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- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は生物組織を切断及び／又は凝結するた
めの高周波数外科手術装置に係り、これは切断の
間及び／又は凝結の間に高周波数電流の自動的制
御又は調節を伴ない、その際制御又は調節のため
の基準として、作用電極と切断及び／又は凝結す
べき組織との間の電弧が利用される。
めの高周波数外科手術装置に係り、これは切断の
間及び／又は凝結の間に高周波数電流の自動的制
御又は調節を伴ない、その際制御又は調節のため
の基準として、作用電極と切断及び／又は凝結す
べき組織との間の電弧が利用される。
本発明は、切断すべき生物組織に必要な高密度
の電流が、切断を行なうべき組織の個所において
通例はいわゆる作用電極が組織に直接に導電可能
に接触しないで、組織と作用電極との間が十分に
高い電圧の場合に電弧が発生し、それが全体の電
流を切断すべき組織の個所へ点状に集中させると
いう認識から出発する。
の電流が、切断を行なうべき組織の個所において
通例はいわゆる作用電極が組織に直接に導電可能
に接触しないで、組織と作用電極との間が十分に
高い電圧の場合に電弧が発生し、それが全体の電
流を切断すべき組織の個所へ点状に集中させると
いう認識から出発する。
この認識は新しいものではなくて、過渡に忘れ
られているだけである。1909年にDE FOREST
により最初に電極から組織上に弧絡する電気スパ
ークによつて達成された。DE FORESTによる
いわゆるスパーク切断はドイツ国では1910年から
M.COHN及びCZERNYによつて紹介された。J.
KOWARSCHIK（1928年）及び、H.v.SEEMEN
（1932）のベルリン市スプリンガー社より両出版
物はいわゆるスパーク切断をさらに詳しく記載し
ている。これに反して新しい創始者は切断作用の
原因として電流の高い流れ密度を記載し、それは
作用電極と切断すべき組織との間の小さい面の直
接接触の場合に達成されるが、電弧又はスパーク
を因果的に述べていない。DE 3119735Alには
“電気的外科手術−高周波−発生器の出力を調節
するための方法及び結線配置”が記載され、それ
によつて、“切断電極における放電電流密度が電
弧を点火するに必要な値よりも小さく制限されて
残る”のである。
られているだけである。1909年にDE FOREST
により最初に電極から組織上に弧絡する電気スパ
ークによつて達成された。DE FORESTによる
いわゆるスパーク切断はドイツ国では1910年から
M.COHN及びCZERNYによつて紹介された。J.
KOWARSCHIK（1928年）及び、H.v.SEEMEN
（1932）のベルリン市スプリンガー社より両出版
物はいわゆるスパーク切断をさらに詳しく記載し
ている。これに反して新しい創始者は切断作用の
原因として電流の高い流れ密度を記載し、それは
作用電極と切断すべき組織との間の小さい面の直
接接触の場合に達成されるが、電弧又はスパーク
を因果的に述べていない。DE 3119735Alには
“電気的外科手術−高周波−発生器の出力を調節
するための方法及び結線配置”が記載され、それ
によつて、“切断電極における放電電流密度が電
弧を点火するに必要な値よりも小さく制限されて
残る”のである。
ドイツの出願公告2801833B1において発明者は
切断作用が切断電極の温度に依存し、従つて切断
中の切断電極の温度を所望の温度範囲に保持する
ことはこの発明の課題であるという仮説から出発
している。発明者は温度に対する基準として直流
電圧をあげているが、それは切断電極と組織との
間に作られた切断電極の温度に比例し、且つそれ
と共に切断電極の温度を所望の温度範囲に保持す
るために調節するのに適している。
切断作用が切断電極の温度に依存し、従つて切断
中の切断電極の温度を所望の温度範囲に保持する
ことはこの発明の課題であるという仮説から出発
している。発明者は温度に対する基準として直流
電圧をあげているが、それは切断電極と組織との
間に作られた切断電極の温度に比例し、且つそれ
と共に切断電極の温度を所望の温度範囲に保持す
るために調節するのに適している。
DE3119735A1においても、また
DAS2801833B1においても、電流の切断作用のた
めの電弧の原因となる意味が正しく認識されてい
ない、従つて高周波−外科手術の切断に用いる高
周波発生器の出力を調節するためのここに提案さ
れた方法は、誤つた仮説から出発し、その結果実
現が可能ではない。
DAS2801833B1においても、電流の切断作用のた
めの電弧の原因となる意味が正しく認識されてい
ない、従つて高周波−外科手術の切断に用いる高
周波発生器の出力を調節するためのここに提案さ
れた方法は、誤つた仮説から出発し、その結果実
現が可能ではない。
ドイツ特許DP2504280からは、人間の組織を高
周波電流で切断及び／又は凝結するための装置が
公知であり、これは作用電極（そこではゾンデと
呼ばれている）と切断すべき、又は凝結すべき組
織との間の電弧の原因となる意味から出発したも
のである。この装置は、表示器がゾンデと組織と
の間に作られた電弧の程度を電気信号によつて表
示すること、及び調節装置に表意装置の電気信号
及び目標値検出器からの目標値プログラムが供給
され且つ調節装置がこれら両方のデータから、高
周波電流の強さをその都度目標値プログラム及び
電弧に対応する値の所望の程度に合わせるように
誘導し且つ発生器に供給することを特徴とするも
のである。
周波電流で切断及び／又は凝結するための装置が
公知であり、これは作用電極（そこではゾンデと
呼ばれている）と切断すべき、又は凝結すべき組
織との間の電弧の原因となる意味から出発したも
のである。この装置は、表示器がゾンデと組織と
の間に作られた電弧の程度を電気信号によつて表
示すること、及び調節装置に表意装置の電気信号
及び目標値検出器からの目標値プログラムが供給
され且つ調節装置がこれら両方のデータから、高
周波電流の強さをその都度目標値プログラム及び
電弧に対応する値の所望の程度に合わせるように
誘導し且つ発生器に供給することを特徴とするも
のである。
調節に適した電気信号を得るためにドイツ特許
2504280において提案されているのは、電弧の挿
入点及び強さを、ゾンデ中に供給された高周波電
流を含む電流の強さの助けで使用周波数の調和周
波数に分析することである。
2504280において提案されているのは、電弧の挿
入点及び強さを、ゾンデ中に供給された高周波電
流を含む電流の強さの助けで使用周波数の調和周
波数に分析することである。
出来る限り高い効率を考慮した高周波−出力発
生器は通例基本周波数のほかに基本周波数の調和
周波数を生じ、そのレベルは効率の増大と共に増
加するので、ドイツ特許2504280の提案は、指示
装置がフイルターを含み、それが発電機とゾンデ
との間に横たわり、使用周波数（基本周波数と同
意語）の電流を通過せしめ、調和周波数の電流を
阻止し、また調和周波数の電流の測定は発生器に
背を向けたフイルターの出口において行なわれる
ことである。低域フイルターを高周波発生器の出
口範囲内に挿入することによつて、とにかく高周
波発生器のより小さい効率をしかたなく背負い込
まねばならぬ。
生器は通例基本周波数のほかに基本周波数の調和
周波数を生じ、そのレベルは効率の増大と共に増
加するので、ドイツ特許2504280の提案は、指示
装置がフイルターを含み、それが発電機とゾンデ
との間に横たわり、使用周波数（基本周波数と同
意語）の電流を通過せしめ、調和周波数の電流を
阻止し、また調和周波数の電流の測定は発生器に
背を向けたフイルターの出口において行なわれる
ことである。低域フイルターを高周波発生器の出
口範囲内に挿入することによつて、とにかく高周
波発生器のより小さい効率をしかたなく背負い込
まねばならぬ。
ドイツ特許2504280に相当する高周波外科手術
装置を実用的に現実化する場合には、慣用の高周
波発生器の調和周波数の電流を抑圧するためのフ
イルターの費用は比較的高く、且つ効率は比較的
小さくなる。
装置を実用的に現実化する場合には、慣用の高周
波発生器の調和周波数の電流を抑圧するためのフ
イルターの費用は比較的高く、且つ効率は比較的
小さくなる。
ドイツ特許2504280に相当する切断及び／又は
凝結するための装置に用いる高周波発生器におけ
る両方の要求、すなわち一方で基本周波数の調和
周波数のできるだけ少ない持分電流を及び他方で
はできるだけ高い効率を実現するために、最初の
一連のドイツ特許2504280に相当する高周波−外
科手術装置には、ドイツ特許32271093に相当する
特別の選択的増幅器が用いられる。しかしこの選
択的増幅器は同様に金がかかり且つより高価な選
択的共振回路及びフイルターを含み、それらは基
本周波数もしくはその調和周波数に比較的正確に
同調していなければならない。
凝結するための装置に用いる高周波発生器におけ
る両方の要求、すなわち一方で基本周波数の調和
周波数のできるだけ少ない持分電流を及び他方で
はできるだけ高い効率を実現するために、最初の
一連のドイツ特許2504280に相当する高周波−外
科手術装置には、ドイツ特許32271093に相当する
特別の選択的増幅器が用いられる。しかしこの選
択的増幅器は同様に金がかかり且つより高価な選
択的共振回路及びフイルターを含み、それらは基
本周波数もしくはその調和周波数に比較的正確に
同調していなければならない。
本発明の課題は、作用電極を切断すべき、及
び／又は凝結すべき組織との間の電弧の強さを自
動的に調節する高周波−外科手術装置を開発する
ことであつて、該装置は、ドイツ特許2504280に
相当する公知の高周波−外科手術装置に比してフ
イルター及びフイルター平均作業に対する費用が
少なく且つまた公知の出力増幅器に比して付加的
な費用のかかる選択的構成部分を必要とするドイ
ツ特許32271093に相当する特別の選択的出力増幅
器を用いずに運転できるものである。
び／又は凝結すべき組織との間の電弧の強さを自
動的に調節する高周波−外科手術装置を開発する
ことであつて、該装置は、ドイツ特許2504280に
相当する公知の高周波−外科手術装置に比してフ
イルター及びフイルター平均作業に対する費用が
少なく且つまた公知の出力増幅器に比して付加的
な費用のかかる選択的構成部分を必要とするドイ
ツ特許32271093に相当する特別の選択的出力増幅
器を用いずに運転できるものである。
切断及び／又は凝結の間の作用電極の現象に関
する広範囲な研究は、生物組織に対して必要な作
用電極と組織との間の電弧が時間的にも場所的に
も非常に変化するという認識に達した。電界の強
さが、作用電極と組織との間の１つ又は多くの個
所で十分に高くなると、これらの個所では１つも
しくは多くの電弧が点火する。その都度の電弧が
生物組織に接触する個所では、組織が局部的に非
常に早く強く加熱されるので、組織の湿度及び他
の蒸発可能な成分がこの個所で直ちに蒸発し、そ
れによつて当該組織部分が電弧と接触した後に直
ちに消滅し、その個所に部分的なクレータが生ず
る。これによりこの部分的個所において作用電極
と生物組織との間の距離がより大きくなり、また
それにより電界の強さが丁度この部分的個所に相
当してより小さくなり、従つて電弧がこの部分個
所で消滅するか、又は存在するクレータの縁を避
けるか、或は作用電極と生物組織との間の他の部
分的個所、すなわち次の最も好都合な点火条件が
存在する所で点火するかである。電弧が作用電極
と生物組織との間の任意の部分的個所で点火する
や否や、それは最短時間内にそれが点火した生物
組織の個所におけるその生存基盤を害し、従つて
それは他の個所に回避するか、或は他の個所で新
たに点火しなければならない。この現象は推計学
的に、また非常に高い速度で経過する。かように
生ずる全ての部分的クレータの合計は生物組織中
に切込みもしくは切断スリツトを形成する。
する広範囲な研究は、生物組織に対して必要な作
用電極と組織との間の電弧が時間的にも場所的に
も非常に変化するという認識に達した。電界の強
さが、作用電極と組織との間の１つ又は多くの個
所で十分に高くなると、これらの個所では１つも
しくは多くの電弧が点火する。その都度の電弧が
生物組織に接触する個所では、組織が局部的に非
常に早く強く加熱されるので、組織の湿度及び他
の蒸発可能な成分がこの個所で直ちに蒸発し、そ
れによつて当該組織部分が電弧と接触した後に直
ちに消滅し、その個所に部分的なクレータが生ず
る。これによりこの部分的個所において作用電極
と生物組織との間の距離がより大きくなり、また
それにより電界の強さが丁度この部分的個所に相
当してより小さくなり、従つて電弧がこの部分個
所で消滅するか、又は存在するクレータの縁を避
けるか、或は作用電極と生物組織との間の他の部
分的個所、すなわち次の最も好都合な点火条件が
存在する所で点火するかである。電弧が作用電極
と生物組織との間の任意の部分的個所で点火する
や否や、それは最短時間内にそれが点火した生物
組織の個所におけるその生存基盤を害し、従つて
それは他の個所に回避するか、或は他の個所で新
たに点火しなければならない。この現象は推計学
的に、また非常に高い速度で経過する。かように
生ずる全ての部分的クレータの合計は生物組織中
に切込みもしくは切断スリツトを形成する。
この推計学的に且つ高速度で点火し、消滅する
作用電極と生物組織との間の電弧に基いて、作用
電極と生物組織との間の区間は、強い広いバンド
状の麻酔を伴なう電気的抵抗のような状態にあ
る。この区間は模範的にここでまた麻酔源として
観察することができる。麻酔効率と電弧の強さと
の間の比例は、これを電弧の強さの調節用基準と
して用いるために十分に役立つものである。
作用電極と生物組織との間の電弧に基いて、作用
電極と生物組織との間の区間は、強い広いバンド
状の麻酔を伴なう電気的抵抗のような状態にあ
る。この区間は模範的にここでまた麻酔源として
観察することができる。麻酔効率と電弧の強さと
の間の比例は、これを電弧の強さの調節用基準と
して用いるために十分に役立つものである。
作用電極と生物組織との間の電弧は、長年来公
知であるように、その非線形の性能のために、電
流と電圧との比例に関する電気的抵抗としてさら
に多かれ少なかれ整流器効果を有するので、麻酔
の周波数スペクトルは周波数ゼロから高周波発生
器の基本周波数のはるか上部まで達する。
知であるように、その非線形の性能のために、電
流と電圧との比例に関する電気的抵抗としてさら
に多かれ少なかれ整流器効果を有するので、麻酔
の周波数スペクトルは周波数ゼロから高周波発生
器の基本周波数のはるか上部まで達する。
麻酔の非常に広い周波数スペクトルから多かれ
少なかれ広い周波数バンドの選択的周波数を用い
る場合に、できるだけ高い調節速度を配慮し、こ
のスペクトルからできるだけ高い周波数を利用す
ることは合目的であるが、その際振幅の減少を考
慮するとほぼ6の下部の周波数のみが実用上重要
である。特に調和周波数0（ゼロヘルツに等しい）
は調節用に適さない。というのはこの場合に調節
時定数が無限であるからである。しかしその上絶
対的に注意すべきことは、高周波外科手術装置の
高周波発生器から供給された基本周波数及び基本
周波数の調和周波数が調節用に適していないこと
である。これに反して、電弧によつてひき起こさ
れた麻酔の多かれ少なかれ良好な全ての他の周波
数は適切なものである。
少なかれ広い周波数バンドの選択的周波数を用い
る場合に、できるだけ高い調節速度を配慮し、こ
のスペクトルからできるだけ高い周波数を利用す
ることは合目的であるが、その際振幅の減少を考
慮するとほぼ6の下部の周波数のみが実用上重要
である。特に調和周波数0（ゼロヘルツに等しい）
は調節用に適さない。というのはこの場合に調節
時定数が無限であるからである。しかしその上絶
対的に注意すべきことは、高周波外科手術装置の
高周波発生器から供給された基本周波数及び基本
周波数の調和周波数が調節用に適していないこと
である。これに反して、電弧によつてひき起こさ
れた麻酔の多かれ少なかれ良好な全ての他の周波
数は適切なものである。
作用電極と組織との間の１つ又は複数の電弧の
強さに十分比例した電気的信号の１つを得るため
には電気的フイルターが必要であり、これは基本
周波数又は高周波発生器から供給された基本周波
数の調和周波数のほかに選択的周波数、あるいは
多くの周波数又は多かれ少なかれ広い周波数バン
ドで、基本周波数及び高周波発生器から供給され
た基本周波数の調和周波数を除いて、電弧からひ
き起こされた電気的麻酔か波され且つ電気的に
調節するために選別されたものである。
強さに十分比例した電気的信号の１つを得るため
には電気的フイルターが必要であり、これは基本
周波数又は高周波発生器から供給された基本周波
数の調和周波数のほかに選択的周波数、あるいは
多くの周波数又は多かれ少なかれ広い周波数バン
ドで、基本周波数及び高周波発生器から供給され
た基本周波数の調和周波数を除いて、電弧からひ
き起こされた電気的麻酔か波され且つ電気的に
調節するために選別されたものである。
不調和周波数は原理上、作用電極と組織との間
の電圧からも、また作用電極を通つて組織中に流
れる電流からも過することができる。この際必
ず注意すべきことは、組織を通る低周波数電流の
強さが神経及び筋肉の細胞の電気的刺激限界の下
部に留まるべきことである。
の電圧からも、また作用電極を通つて組織中に流
れる電流からも過することができる。この際必
ず注意すべきことは、組織を通る低周波数電流の
強さが神経及び筋肉の細胞の電気的刺激限界の下
部に留まるべきことである。
この解決策は、ドイツ特許2504280に相当する
公知の高周波外科手術装置に比して、基本周波数
の調和周波数から選択的もしくは自由でもなく、
また特に周波数が安定である必要もない限り、本
発明による出力増幅器として特に有利である。さ
らにこの解決策は調節に適した１つの信号を得る
ために、大きい出力を伝達する必要がなく、従つ
て比較的小さく且つ手頃な価格で作ることができ
る唯１つのフイルターだけが必要であるから、そ
の限りでは有利である。
公知の高周波外科手術装置に比して、基本周波数
の調和周波数から選択的もしくは自由でもなく、
また特に周波数が安定である必要もない限り、本
発明による出力増幅器として特に有利である。さ
らにこの解決策は調節に適した１つの信号を得る
ために、大きい出力を伝達する必要がなく、従つ
て比較的小さく且つ手頃な価格で作ることができ
る唯１つのフイルターだけが必要であるから、そ
の限りでは有利である。
上述のように、切断のために作用電極と組織と
の間に電弧が必要であるのに、この電弧は凝結の
間はできる限り避けねばならない。
の間に電弧が必要であるのに、この電弧は凝結の
間はできる限り避けねばならない。
それ故に切断過程に対して目標値送信器が必要
であり、それは切断に必要な電弧が常に作用電極
と組織との間に存在するように、高周波−外科手
術装置の出力増幅器の出力信号の振幅を高く制御
する。
であり、それは切断に必要な電弧が常に作用電極
と組織との間に存在するように、高周波−外科手
術装置の出力増幅器の出力信号の振幅を高く制御
する。
これに反して、凝結過程に対しては目標値送信
器が必要であるが、それは高周波−外科手術装置
の出力増幅器の出力信号の振幅を、作用電極と組
織との間に何も電弧が存在できないように制御す
るか、あるいは実際上さらに何も切断が行なわれ
ないほど多くの電弧だけが存在するように制御す
るか、のいずれかである。
器が必要であるが、それは高周波−外科手術装置
の出力増幅器の出力信号の振幅を、作用電極と組
織との間に何も電弧が存在できないように制御す
るか、あるいは実際上さらに何も切断が行なわれ
ないほど多くの電弧だけが存在するように制御す
るか、のいずれかである。
切断面を切断過程の間に同時に多かれ少なかれ
凝結しなければならぬ場合に、凝結する切断過程
のために目標送信器が必要であり、それは十分に
速い経過で高周波外科手術装置の出力増幅器の出
力信号の振幅を、凝結間隔及び切断間隔が互に交
代するように制御するものである。
凝結しなければならぬ場合に、凝結する切断過程
のために目標送信器が必要であり、それは十分に
速い経過で高周波外科手術装置の出力増幅器の出
力信号の振幅を、凝結間隔及び切断間隔が互に交
代するように制御するものである。
本発明は第１図乃至第５図により以下詳細に記
述される。
述される。
第１図は高周波外科手術用の公知高周波発生器
の典型的周波数スペクトルを示す。この高周波発
生器は、その内部の損失仕事率を考慮して高い効
率を得るためにプツシユブル増幅器をＢ−又はＣ
−の操作で、或はＤ−の操作でさえも使用される
ので、この発生器は基本周波数1のほかに、また
多かれ少なかれ集中的に、基本周波数1の整流の
倍数、いわゆる調和周波数2，3，4，5，6…
…oなども供給し、その際奇数の調波3，5など
は通例偶数の調波2，4などとして集中的に存在
する。
の典型的周波数スペクトルを示す。この高周波発
生器は、その内部の損失仕事率を考慮して高い効
率を得るためにプツシユブル増幅器をＢ−又はＣ
−の操作で、或はＤ−の操作でさえも使用される
ので、この発生器は基本周波数1のほかに、また
多かれ少なかれ集中的に、基本周波数1の整流の
倍数、いわゆる調和周波数2，3，4，5，6…
…oなども供給し、その際奇数の調波3，5など
は通例偶数の調波2，4などとして集中的に存在
する。
作用電極と組織との間に何も電弧が存在してい
ない限りは、高周波発生器の出力には基本周波数
1並びに多かれ少なかれ集中的に基本周波数の整
数の調和周波数が存在する。この際零を付けた調
和周波数0は存在しない。
ない限りは、高周波発生器の出力には基本周波数
1並びに多かれ少なかれ集中的に基本周波数の整
数の調和周波数が存在する。この際零を付けた調
和周波数0は存在しない。
しかし作用電極と組織との間に電弧が存在する
や否や、電弧の電気的抵抗の非直線性の性能のた
め及び単位時間当りの電弧の推計学的ひん発度の
ために、第２図に図式的に示すように、調和周波
数の間の不調和周波数も存在する。電弧に基因す
る不調和周波数は推計学的と思われるので、その
統計上の配置は第３図に図式的に示すように間隙
がない。
や否や、電弧の電気的抵抗の非直線性の性能のた
め及び単位時間当りの電弧の推計学的ひん発度の
ために、第２図に図式的に示すように、調和周波
数の間の不調和周波数も存在する。電弧に基因す
る不調和周波数は推計学的と思われるので、その
統計上の配置は第３図に図式的に示すように間隙
がない。
作用電極と組織との間の電弧の強さを自動的に
張設するための基準としては、本発明により、一
定の不調和周波数あるいは２つの隣接する調和周
波数、又は若干の隣接する調和周波数の間の不調
和周波数の多かれ少なかれ広い周波数スペクトル
を、選択的に適切な高周波フイルターを通して第
２図又は第３図に示した総合スペクトルから出
して、調節信号として選別するのである。
張設するための基準としては、本発明により、一
定の不調和周波数あるいは２つの隣接する調和周
波数、又は若干の隣接する調和周波数の間の不調
和周波数の多かれ少なかれ広い周波数スペクトル
を、選択的に適切な高周波フイルターを通して第
２図又は第３図に示した総合スペクトルから出
して、調節信号として選別するのである。
第４図は複数の判断基準を示すものであつて、
これらは作用電極と組織との間の電弧の強さを自
動的に調節するため選択する場合に顧慮すべきも
のである。調和周波数o及びo+1（この場合ｎは
零からの各整数でよい）は当該高周波外科手術装
置の高周波発生器が無視できないレベルを供給す
る時に、自動的調節のためには適しない。高周波
−外科手術装置の高周波発生器の基本周波数1は
価格を考慮すると標準化した周波数に正確に固定
されないし、その都度用いられた基本周波数は全
く安定していないし、またハムによる振幅変調及
び自動的調節によるサイド周波数が生ずるので、
注意すべきことは、その都度の周波数間隔o乃至
o+1からの、かような不調和周波数のみが自動的
調節信号を発生するために用いられ、該周波数は
それらの公差及びサイド周波数を含む調和周波数
から十分な距離を有することである。第４図には
両方の安全距離g−o及びo+1−hが図式的に示
されている。バンド幅h−gの選択に際しては、
電弧によつて生じた不調和周波数によつて合目的
である推計学的確率を考慮して、該バンド幅を実
際的に実現できる広さに選ぶべきであり、その際
用いられた帯域フイルターの透過関数Ua／Ueの
側面傾斜度はg及びhの位置においてできるだけ
大きくなければならない。
これらは作用電極と組織との間の電弧の強さを自
動的に調節するため選択する場合に顧慮すべきも
のである。調和周波数o及びo+1（この場合ｎは
零からの各整数でよい）は当該高周波外科手術装
置の高周波発生器が無視できないレベルを供給す
る時に、自動的調節のためには適しない。高周波
−外科手術装置の高周波発生器の基本周波数1は
価格を考慮すると標準化した周波数に正確に固定
されないし、その都度用いられた基本周波数は全
く安定していないし、またハムによる振幅変調及
び自動的調節によるサイド周波数が生ずるので、
注意すべきことは、その都度の周波数間隔o乃至
o+1からの、かような不調和周波数のみが自動的
調節信号を発生するために用いられ、該周波数は
それらの公差及びサイド周波数を含む調和周波数
から十分な距離を有することである。第４図には
両方の安全距離g−o及びo+1−hが図式的に示
されている。バンド幅h−gの選択に際しては、
電弧によつて生じた不調和周波数によつて合目的
である推計学的確率を考慮して、該バンド幅を実
際的に実現できる広さに選ぶべきであり、その際
用いられた帯域フイルターの透過関数Ua／Ueの
側面傾斜度はg及びhの位置においてできるだけ
大きくなければならない。
第４図に示したに関する透過関数Ua／Ueは
理想化されている。このフイルターの選択及び計
測の際は、この理想化された透過関数にできるだ
け近づくように試みる必要がある。専門家には今
日多くの異なる高周波フイルター結線が公知であ
り、例えば圧電陶製フイルター（例えば村田製作
会社の1984年カタログ42E−３頁）の如きであ
る。
理想化されている。このフイルターの選択及び計
測の際は、この理想化された透過関数にできるだ
け近づくように試みる必要がある。専門家には今
日多くの異なる高周波フイルター結線が公知であ
り、例えば圧電陶製フイルター（例えば村田製作
会社の1984年カタログ42E−３頁）の如きであ
る。
第５図は高周波発振器２と、振幅変調器３と、
出力増幅器４、第４図に相当する不調和周波数用
のフイルター６（そこではその性質が詳しく記述
されている）と、整流器７と、凝結のための目標
値送信器８と、切断のための目標値送信器１５
と、また高周波発生器を活性化するため或は接点
ａが閉じられた時に凝結するため、または接点ｂ
が閉じられた時に切断するための電けん開閉器１
とにより成る本発明による高周波外科手術装置の
発明に適切な詳細を示すものである。
出力増幅器４、第４図に相当する不調和周波数用
のフイルター６（そこではその性質が詳しく記述
されている）と、整流器７と、凝結のための目標
値送信器８と、切断のための目標値送信器１５
と、また高周波発生器を活性化するため或は接点
ａが閉じられた時に凝結するため、または接点ｂ
が閉じられた時に切断するための電けん開閉器１
とにより成る本発明による高周波外科手術装置の
発明に適切な詳細を示すものである。
高周波外科手術装置の出口１３，１４には作用
電極１２及び中性電極１０が接続されている。中
性電極１０は患者の組織９に導電可能に装着され
ている。
電極１２及び中性電極１０が接続されている。中
性電極１０は患者の組織９に導電可能に装着され
ている。
電けん開閉器１を遮断位置ａに入れると、それ
によつてダイオード１６を経て高周波−発振器２
が活性化され、同時に線路２１を経て、凝結出力
の強さのための目標値送信器８が挿入される。凝
結出力のための目標値信号Ｋは線路２３及びダイ
オード１９を経て調節増幅器５に供給される。互
いに接触している作用電極１２と組織９との間に
電弧が何も点火されない限り、出力増幅器４の出
口出力は目標値送信器８によつて制御される。作
用電極１２と組織９との間に電弧１１が点火さ
れ、それによつて不調和周波数が高周波−出口回
路１３，１４中に現われるや否や、電弧１１の強
さを調節するために適した不調和周波数がフイル
ター６を通つて出され、線路２５を経て整流器
７に供給され、そこで整流され且つ線路２４を経
て調節増幅器５に供給される。整流器７の出口信
号Ｅは十分に電弧１１の強さに比例しているので
出力増幅器４の出口出力は、電弧１１の強さが目
標値送信器８の目標値に調節されるように調節増
幅器５の出口信号Ｃによつて制御される。整流器
７の出口信号Ｅは線路２７を経て同時に目標値送
信器８に供給され、それによつて凝結のための目
標値は、出力増幅器の出口出力が電弧１１の点火
後に多かれ少なかれ電弧１１が再び消滅し、その
後出力増幅器４の出口出力が多かれ少なかれ速く
再び目標値送信器８によつて電弧１１が点火する
まで、きびしく制御されるように、力学的に処理
することができ、このサイクルは、電けん開閉器
１が開閉位置ａに入つて留まる限り再び繰り返え
される。このために適した目標値送信器はドイツ
特許2504280及びドイツ特許35303352に記載され
ている。
によつてダイオード１６を経て高周波−発振器２
が活性化され、同時に線路２１を経て、凝結出力
の強さのための目標値送信器８が挿入される。凝
結出力のための目標値信号Ｋは線路２３及びダイ
オード１９を経て調節増幅器５に供給される。互
いに接触している作用電極１２と組織９との間に
電弧が何も点火されない限り、出力増幅器４の出
口出力は目標値送信器８によつて制御される。作
用電極１２と組織９との間に電弧１１が点火さ
れ、それによつて不調和周波数が高周波−出口回
路１３，１４中に現われるや否や、電弧１１の強
さを調節するために適した不調和周波数がフイル
ター６を通つて出され、線路２５を経て整流器
７に供給され、そこで整流され且つ線路２４を経
て調節増幅器５に供給される。整流器７の出口信
号Ｅは十分に電弧１１の強さに比例しているので
出力増幅器４の出口出力は、電弧１１の強さが目
標値送信器８の目標値に調節されるように調節増
幅器５の出口信号Ｃによつて制御される。整流器
７の出口信号Ｅは線路２７を経て同時に目標値送
信器８に供給され、それによつて凝結のための目
標値は、出力増幅器の出口出力が電弧１１の点火
後に多かれ少なかれ電弧１１が再び消滅し、その
後出力増幅器４の出口出力が多かれ少なかれ速く
再び目標値送信器８によつて電弧１１が点火する
まで、きびしく制御されるように、力学的に処理
することができ、このサイクルは、電けん開閉器
１が開閉位置ａに入つて留まる限り再び繰り返え
される。このために適した目標値送信器はドイツ
特許2504280及びドイツ特許35303352に記載され
ている。
電けん開閉器１を開閉位置ｂに入れると、これ
によつてダイオード１７を経て高周波−発振器２
が活性化され、同時に線路２０を経て切断出力の
強さのため目標値送信器１５が連結される。切断
出力のための目標値信号Ｓは線路２２及びダイオ
ード１８を経て調節増幅器５に供給される。互い
に接触している作用電極１２と組織９との間に電
弧が何も点火されない限り、出力増幅器４の出口
出力は目標値送信器１５によつて制御される。作
用電極１２と組織９との間に電弧１１が点火し、
それによつて不調和周波数が高周波−出口回路１
３，１４中に現われるや否や、電弧１１の強さを
調節するために適した不調和周波数がフイルター
６を通つて出され、線路２５を経て整流器７に
供給され、そこで整流され且つ線路２４を経て調
節増幅器５に供給される。整流器７の出口信号Ｅ
は電弧１１の強さに十分比例しているので、出力
増幅器４の出口出力は、調節増幅器の出口信号に
よつて、振幅変調器３を用いて、電弧１１の強さ
が目標値送信器１５の目標値に調節されるよう
に、制御される。
によつてダイオード１７を経て高周波−発振器２
が活性化され、同時に線路２０を経て切断出力の
強さのため目標値送信器１５が連結される。切断
出力のための目標値信号Ｓは線路２２及びダイオ
ード１８を経て調節増幅器５に供給される。互い
に接触している作用電極１２と組織９との間に電
弧が何も点火されない限り、出力増幅器４の出口
出力は目標値送信器１５によつて制御される。作
用電極１２と組織９との間に電弧１１が点火し、
それによつて不調和周波数が高周波−出口回路１
３，１４中に現われるや否や、電弧１１の強さを
調節するために適した不調和周波数がフイルター
６を通つて出され、線路２５を経て整流器７に
供給され、そこで整流され且つ線路２４を経て調
節増幅器５に供給される。整流器７の出口信号Ｅ
は電弧１１の強さに十分比例しているので、出力
増幅器４の出口出力は、調節増幅器の出口信号に
よつて、振幅変調器３を用いて、電弧１１の強さ
が目標値送信器１５の目標値に調節されるよう
に、制御される。
第１図は通例公知の高周波−外科手術装置の高
周波発生器の周波数スペクトルの図式的表示であ
るが、作用電極と組織との間に何も電弧が存在し
ないものを示す。第２図及び第３図は、作用電極
と組織電流又は電圧の周波数スペクトルの図式的
表示であるが、電弧が存在するものを示す。第４
図は高周波フイルターの形態に対する規準を示
す。第５図は本発明による高周波−外科手術装置
の実施例を示す。 １……電流、２……高周波発振器、３……振幅
変調器、４……出力増幅器、５……調節増幅器、
６……フイルター、７……整流器、８……目標値
送信器、９……組織、１１……電弧、１２……作
用電極、１３，１４……出口、１５……目標値送
信器、Ｃ……調節信号、Ｅ……出口信号、Ｋ……
目標値、Ｕ……出口電圧、1……基本周波数、g
……下部周波数、h……上部周波数、o，o+1…
…調波。
周波発生器の周波数スペクトルの図式的表示であ
るが、作用電極と組織との間に何も電弧が存在し
ないものを示す。第２図及び第３図は、作用電極
と組織電流又は電圧の周波数スペクトルの図式的
表示であるが、電弧が存在するものを示す。第４
図は高周波フイルターの形態に対する規準を示
す。第５図は本発明による高周波−外科手術装置
の実施例を示す。 １……電流、２……高周波発振器、３……振幅
変調器、４……出力増幅器、５……調節増幅器、
６……フイルター、７……整流器、８……目標値
送信器、９……組織、１１……電弧、１２……作
用電極、１３，１４……出口、１５……目標値送
信器、Ｃ……調節信号、Ｅ……出口信号、Ｋ……
目標値、Ｕ……出口電圧、1……基本周波数、g
……下部周波数、h……上部周波数、o，o+1…
…調波。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 作用電極と切断すべき組織又は凝結すべき組
織との間の電弧の強さを自動的に調節する高周波
外科手術装置であつて、その際電弧の程度を確認
するために、それに依存する電気的信号がフイル
ターを経て導出され且つ整流器７に供給され、そ
の出口信号Ｅが調節増幅器５に供給され、そこで
この出口信号Ｅが切断過程用の目標値送信器１５
の目標値信号Ｓか、或は凝結過程用の目標値送信
器８の目標値Ｋかのいずれかと比較され、またそ
の際調節増幅器５が信号Ｅ引くＳ、もしくはＥ引
くＫの差に比例する信号Ｃを生じ、該信号が振幅
変調器３に供給され、この変調器が出力増幅器４
の出口電圧Ｕを制御する高周波外科手術装置にお
いて、前記フイルター６が、作用電極１２と組織
９との間の電弧１１から生じた、高周波発生器２
の基本周波数1の不調和周波数の少なくとも１つ
の周波数が電圧Ｕから又は電流１から出口１３，
１４に透過し、同時に基本周波数1並びにその調
波周波数も調節信号Ｃに影響しないよう強く抑制
するように構成されることを特徴とする高周波外
科手術装置。 ２ 調波oのフイルター６のバンド幅g−hの下
部周波数g及び調波o+1のこのフイルターのバン
ド幅の上部周波数hは、調波o及びo+1の周波数
のサイドバンド周波数及び公差がフイルター６の
バンド幅g−h中に入り込まないような大きいす
きまg引くo、もしくはo+1引くhを有すること
を特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の高周
波外科手術装置。 ３ フイルター６が圧電陶磁器フイルターである
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項又は第２
項記載の高周波数外科手術装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP85113437A EP0219568B1 (de) | 1985-10-23 | 1985-10-23 | Hochfrequenz-Chirurgiegerät |
| EP85113437.9 | 1985-10-23 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62101239A JPS62101239A (ja) | 1987-05-11 |
| JPH0586226B2 true JPH0586226B2 (ja) | 1993-12-10 |
Family
ID=8193843
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61244013A Granted JPS62101239A (ja) | 1985-10-23 | 1986-10-14 | 高周波外科手術装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0219568B1 (ja) |
| JP (1) | JPS62101239A (ja) |
| DE (1) | DE3573525D1 (ja) |
Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3689889D1 (de) * | 1986-07-17 | 1994-07-07 | Erbe Elektromedizin | Hochfrequenz-Chirurgiegerät für die thermische Koagulation biologischer Gewebe. |
| EP0316469B2 (de) * | 1987-11-17 | 1998-11-25 | Erbe Elektromedizin GmbH | Hochfrequenz-Chirugiegerät zum Schneiden und/oder Koagulieren biologischer Gewebe |
| DE3815835A1 (de) * | 1988-05-09 | 1989-11-23 | Flachenecker Gerhard | Hochfrequenzgenerator zum gewebeschneiden und koagulieren in der hochfrequenzchirurgie |
| DE4009819C2 (de) * | 1990-03-27 | 1994-10-06 | Siemens Ag | HF-Chirurgiegerät |
| US5364393A (en) * | 1990-07-02 | 1994-11-15 | Heart Technology, Inc. | Tissue dissipative recanalization catheter |
| DE69128260T2 (de) * | 1990-07-02 | 1998-10-01 | Boston Scient Corp Northwest T | Katheter zur dissipativen Rekanalisierung von Gewebe |
| DE4126608A1 (de) * | 1991-08-12 | 1993-02-18 | Fastenmeier Karl | Anordnung zum schneiden von biologischem gewebe mit hochfrequenzstrom |
| CA2224975A1 (en) | 1995-06-23 | 1997-01-09 | Gyrus Medical Limited | An electrosurgical instrument |
| US6015406A (en) | 1996-01-09 | 2000-01-18 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
| DE69609473T3 (de) | 1995-06-23 | 2006-09-28 | Gyrus Medical Ltd., St. Mellons | Elektrochirurgisches instrument |
| US6293942B1 (en) | 1995-06-23 | 2001-09-25 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical generator method |
| US6780180B1 (en) | 1995-06-23 | 2004-08-24 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
| US6090106A (en) | 1996-01-09 | 2000-07-18 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
| US6013076A (en) | 1996-01-09 | 2000-01-11 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
| DE19623840A1 (de) * | 1996-06-14 | 1997-12-18 | Berchtold Gmbh & Co Geb | Elektrochirurgischer Hochfrequenz-Generator |
| GB2314274A (en) | 1996-06-20 | 1997-12-24 | Gyrus Medical Ltd | Electrode construction for an electrosurgical instrument |
| GB9612993D0 (en) | 1996-06-20 | 1996-08-21 | Gyrus Medical Ltd | Electrosurgical instrument |
| US6565561B1 (en) | 1996-06-20 | 2003-05-20 | Cyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
| GB9626512D0 (en) | 1996-12-20 | 1997-02-05 | Gyrus Medical Ltd | An improved electrosurgical generator and system |
| GB9807303D0 (en) | 1998-04-03 | 1998-06-03 | Gyrus Medical Ltd | An electrode assembly for an electrosurgical instrument |
| DE19860689C2 (de) | 1998-12-29 | 2001-07-05 | Erbe Elektromedizin | Verfahren zum Steuern einer Vorrichtung zum Entfernen von Rauch sowie Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
| DE10013795C5 (de) * | 2000-03-20 | 2009-08-06 | Aesculap Ag | Hochfrequenz-Chirurgiegerät und Verfahren zu dessen Steuerung |
| DE102005025946A1 (de) | 2005-01-26 | 2006-08-03 | Erbe Elektromedizin Gmbh | HF-Chirurgieeinrichtung |
| DE102013223561A1 (de) | 2013-11-19 | 2015-05-21 | Olympus Winter & Ibe Gmbh | Hochfrequenz-Chirurgiegerät und Verfahren zum Betreiben eines solchen |
| EP3266397B1 (en) * | 2015-03-02 | 2023-12-13 | Olympus Corporation | Power source device for high-frequency treatment tool, high-frequency treatment system, and control method for power source device |
| DE102023115741A1 (de) * | 2023-06-14 | 2024-12-19 | Olympus Winter & Ibe Gmbh | Verfahren zur Steuerung eines elektrochirurgischen Instruments zur Erzeugung einesSchneidplasmas und entsprechender elektrochirurgischer Generator |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2801833C2 (de) * | 1978-01-17 | 1979-11-29 | Aesculap-Werke Ag Vormals Jetter & Scheerer, 7200 Tuttlingen | Elektrochirurgische Schneidvorrichtung |
-
1985
- 1985-10-23 DE DE8585113437T patent/DE3573525D1/de not_active Expired
- 1985-10-23 EP EP85113437A patent/EP0219568B1/de not_active Expired
-
1986
- 1986-10-14 JP JP61244013A patent/JPS62101239A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62101239A (ja) | 1987-05-11 |
| DE3573525D1 (en) | 1989-11-16 |
| EP0219568B1 (de) | 1989-10-11 |
| EP0219568A1 (de) | 1987-04-29 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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