JPH07500514A - 電気外科手術装置及び定電圧を使用する方法 - 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】 電気外科手術装置及び定電圧を使用する方法本発明は、止血性電気外科手術道具 への血餅蓄積の減少に効果的な電圧出力波形を有する電源ならびに止血性電気外 科手術器具の使用に関する。

発明の背景 手術中の出血の抑制は、手術にかかる時間の主要な部分を占める。特に、組織を 切開したときまたは切断したときに起こる出血は、外科医の観察を不明瞭にし、 手術を長引かせ、執刀の正確さに有害な影響を与え得る。手術での切開による血 液の損失は輸血を必要とし、従って、患者に害を与える危険を増加させる。

止血性電気外科手術技術は、切開の前、その最中、及びその後において、切開さ れた組織からの出血を減少させることで知られている。二極式の電気外科手術技 術は、一般的に、組織の切開及び凝固の双方のために、２つの電極間の患者の組 織に高周波高電圧の電流を流す。この電流は、電流密度及び組織の抵抗の関数と して、組織のジュール（オーム）加熱を生じさせる。組織中に注入された熱は、 その結果として組織に含まれる血管中の血液を凝固させ、ゆえに、切断された血 管及び毛細血管からの血液の流れを減少させる。

公知の電気外科手術器具は、一般に、高電圧電気アークの形で患者の組織に電流 を伝えている。組織を切開するためには、組織を切断するために十分な速度で電 流アークが体液の蒸発を生じさせるように、電流の大きさ及び波形が選択され得 る。止血を生じさせるには、組織を乾燥させて組織の切開時に出血を止めるよう な、一般的により低いエネルギー注入速度を、電流アークは供給する。

公知の多くの電気外科手術装置の持つ欠点は、隣接する組織の加熱とそれによる 好ましくない傷を生じることなく、局部的部分で止血を得るように患者の組織を 通しての電流の流れを制御する際の欠点である。電気アークが貫通する深さを予 測することの困難さは、正確にどの組織部分が影響を受けるかについての不確実 性をもたらす。従って、例えば、電気アークは、ある箇所で止血を生じさせるた めに不十分なエネルギーを注入するかもしれず、その一方で、組織の特別な抵抗 のために、もし隣接する組織の部分に伝われば、同様のエネルギーの電気アーク が深部の組織の壊死を起こし得る。

公知の電気外科手術装置のもう１つの欠点は、電流アークが組織の木炭化を促進 するという傾向である。電気外科手術装置において、電流アークと患者の組織と は、電気回路の直列要素を形成する。電圧と電流の積は、これらの各要素に特有 の電力損失を表す。これまでに公知な電気外科手術装置では、電流アークでの電 力の消費が患者の組織中での消費を上回ることがある。必然的に、電気外科手術 装置によって生成された電気アークまたは炎は、概して何千度のオーダの大変な 高温である。この電気的炎は、装置の動作表面に隣接する組織を囲み、急速に組 織の乾燥及び木炭化に至らせることがある。従って、電気的炎は患者の組織の切 開と止血を生じさせるが、それはしばしばに組織を木炭化させ、組織の急速な再 生を阻害する。

公知の電気外科手術装置のさらに他の欠点は、部分的には、電気アークを引き起 こすピーク−ピーク電圧の大きな変動にた組織が付着するという傾向である。こ の蓄積は「血餅」と呼ばれるが、電気外科手術器具の電極間を流れる電流が通ら なければならない道筋の電気抵抗を増加させる。手術中の器具への血餅の蓄積の 結果は、組織を流れる電流がもはや適切な切開または止血を生じるのに十分でな いほどまでに、加熱または切断されている組織中に注入される電気エネルギーが 減少することである。

その結果、外科医は手術中に頻繁に作業をやめて、電気外科手術器具の動作表面 から血餅を削り取らなければならない。

この削り取り作業は、外科医によって費やされるところの、手術の目的を達成す るのに向けられるのではない時間及び労働を増加させる。さらに、器具の動作表 面を削るこの作業は、止血が不十分になるまでは着手されないので、器具から血 餅が削り取られている間に、切断された組織からのさらなる血液の損失が発生す る。

公知の電気外科手術装置のさらなる欠点は、器具上の血餅に組織が付着する傾向 である。この器具への組織の付着が、以前に凝固した組織を裂くことがあり、従 って、その組織からの血液の流れを再開させる。さらに、以前に凝固させられた 組織へのこのような器具の付着は、外科手術部位での器具の操作性を制限し、従 って、手術の目的を達するために器具を操作する外科医の物理的な努力を増加さ せることがある。

最後に、このような付着、及び以前に凝固された組織を裂（ことによる血液の流 れの再開の可能性の増加は、器具の動作先端の外科医の視野を小さくし、切開の 正確さを減少させる。

公知の電気外科手術器具は、一般に、定格電力４００ワツト以下で、ビーク−ビ ークで１５０〜５０００ボルトの範囲の交流（Ａ　Ｃ”）電圧を供給する発電機 を使用してきた。このような発電機は、一般に、１ｏｏｋＨｚより大きな範囲の 電流周波数で動作する。なぜならば、１００ｋＨｚよりも小さい周波数は、好ま しくない神経筋肉の刺激を患者に起こすことが知られているからである。公知の 電気外科手術用発電機が、定格１００〜４００オームの器具に出方電力を供給す ることも、また典型的である。電気外科手術器具と電源のインピーダンスマツチ ングを供給するためには、そのような電源はまた高い出力インピーダンスを有し ている。

マリスらの米国特許第４，５９０，９３４号は、二極カッター／凝血器と共に使 用するための電気外科手術用発電機を開示している。その特許に開示される発電 機は、非周期的な一連の減衰させた高周波信号のバーストのグループを含む電力 出力波形を生成する。その発電機は、電気外科手術装置により生成された電気ア ークの開始時の高い初期電圧スパイクを減衰させて、器具の先端でのスパーク、 及び電気アークの最初のスパークにより生じる望ましくない器具の干渉を減少さ せる。

シュナイダーマンの米国特許第４，０９２，９８６号及びファリンの米国特許第 ４，９６９，８８５号は、電気外科手術器具と共に使用するための発電機を示し ており、その中では、発電機の出力電圧は電気外科手術器具が遭遇するインピー ダンスに依存せずに実質的に一定のレベルに維持される。

シコナイダーマンの米国特許第４，０９２，９８６号は、組織の切開には変調さ れていないＲＦ電圧波形、及び組織の凝固にはパルス変調されたＲＦ電圧波形を 使用を使用することを開示している。この特許は、ピーク−ビークで約０〜０゜ ６アンペアの範囲の電流と、４５０〜６００ボルトの範囲のビーク−ビーク電圧 の使用を教示している。

ファリンの米国特許第４，９６９，８８５号は、電極と組織との間の電気アーク を発弧しかつ維持するために必要な電解強度を供給するためには、少なくとも１ ５０ボルト（実効値）（ビーク−ピークで４２０ボルト）の最小実効電圧が、電 気外科手術切開器具の使用には必要であると示している。

この特許もまた、予想される動作環境の範囲で電気外科手術装置に定電圧を供給 するためには、高周波電圧発電機が動作環境には依存せず、かつ望ましくは純粋 な正弦波である波形を供給することが望ましいことを開示している。

実効値的１５０Ｖより高い電圧、及び比較的低い電流で作動する電気外科手術器 具は、これまでに述べた血餅の蓄積、及びそれに関連する問題を経験すると信じ られている。このような血餅の蓄積による困難さが、電気外科手術の分野の発展 を妨げてきた。

ヘルツォグの米国特許第４，２３２，６７６号は、高電圧電気アークの使用にと もなう血餅の蓄積及び木炭化の欠点を克服するようとするための電気外科手術メ ス及びそのメスの使用法を示している。この特許は、アークを阻止して５〜５０ ワツトのエネルギー注入率をもたらす、２０〜８０ボルトの範囲の低電圧の使用 を開示する。この特許に示されているメスは、主に、供給される電圧波形の周波 数を変えることによって電力が制御されるというこの特許の教示のために、これ までのところ限定的な商業的成功しか達成していない。。

従って、公知の電気外科手術装置を悩まし、手術の行為において電気外科手術の 適用を制限してきた血餅の蓄積及び付着の問題を克服する電気外科手術システム を提供することが望ましい。

高い電力で低電圧を供給できる電気外科手術用発電機を与えることが望ましい。

そのような電源は、電極でのアーク、及び、そのようなアークに典型的に伴う組 織の木炭化及び付着を減少させる。

さらに、負荷インピーダンスには依存せずに、実質的器こ一定な電圧出力レベル を供給する、低出力インピーダンスを有する電気外科手術用発電機を供給するこ とがさらに望ましｌ、Ｓ。

従って、そのような電源は、予め定められたレベルに電圧を維持し、ゆえに止血 中に組織インピーダンスが増加するにつれて過度のエネルギー注入を避ける。

くる大きさの制限の観点からみれば、効率的及び小型の電気外科手術用電源を供 給することもまた、望まし％Ｎ０１匪立撒１ 前述の観点によれば、公知な電気外科手術装置の使用を妨げてきた血餅の蓄積及 び付着の問題を克服する電気外科手８１システム、及びそのシステムを使用する 方法を提供することが、本発明の目的である。

公知の装置の典型よりも低しＸ電圧を供給する装置及び方法を提供することが本 発明の目的である。本発明の原理にしたがって製造される電源は、器具電極での アークを防ぎ、したがってそのようなアークに典型的に伴う組織の木炭イし及び イ寸着を防ぐ。

負荷インピーダンスに依存せず、実質的に一定すｉｌ　圧出力レベルを供給する 低出力インピーダンスを有する電気夕［科手術用発電機を提供することも、本発 明の別の目的である０本発明の電源の低出力インピーダンスは、乾燥プロセスの 間に組織インピーダンスが増加するときの電圧のずれの可能性を減少させる。

これら及び他の目的は、実質的に一定な出力電圧レベルを供給する能力のあり、 出力インピーダンスが２０オーム以下である交流（ＡＣ）電源を提供することに よって、本発明の原理にしたがって達成される。本発明の電源は、１０〜１３０ ボルト（実効値）及び７アンペアまでの電流という範囲で動作し、それによって 、接続された電気外科手術器具の電極に、使用される電気外科手術器具の型式及 び手術される組織の種類に応じて定まる５０〜７００ワツトの範囲のエネルギー 注入率を与える。

電圧制御及び電力供給を改善しつつ、実質的に器具電極でのアークを減少させる ために、本発明の電源は、１に近い波高率を有する波形を供給する。出願人は、 低波高率の応用は、大きな電力注入率を与える一方で、組織中でのピーク−ピー ク電圧の振れを減少させることを確認した。これらの電源によって供給される電 圧波形は、これまでの公知の電気外科手する。本発明の原理にしたがって作られ る電源は、出力電圧レベルの選択を可能にする、デユーティサイクルが調整可能 圧はインバータによって受け取られ、インツイータはこの電圧を変圧し、この変 圧された電圧を、これもまたそのインノイ−−タへの入力である低電力定電圧方 形波に応じて手術器具に供給する。変調回路要素は、自己振動する一部の回路要 素のデニーティサイクルを変化させる制御信号を受け取る。安定した調整可能な 出力電圧は、これらの振動を平均化することにより供給される。

本発明の別の実施態様において、公知のさまざまな電気外科手術用発電機と共に 使用される改良型の装置が提供されている。これにおいては、これらの発電機の 出力は、本発明によって企図された電圧及び電流の範囲内に変換される。実施例 の改良型装置は、多数の公知の電気外科手術用発電機と共に使用するために示さ れており、その結果、それらの装置は本発明の方法にしたがって使用されること ができる。

本発明は、先行技術で装置が遭遇した血餅蓄積及び付着の問題を起こすことなく 、電気外科手術器具に電力を供給して、組織内に止血を生じさせる方法を含む。

本発明によれば、電気外科手術は、アークを生じずに組織中に熱を注入するため の電極を有する器具を用いて行われる。従って、組織を切開することが望ましい 場合には、止血を生じさせると同時に、組織を乾燥及び弱体化させる。器具上に は機械構造的に鋭利なエツジが作られ、乾燥させられた組織を切断する。この方 法は、 （ａ）電極を有する手術器具を準備するステップと、（ｂ）交流電源に電極を接 続するステップと、（ｃ）交流（ＡＣ）電圧波形が１に近い波高率を有している ところの、負荷インピーダンスに依存しない質的に一定な出力電圧レベルを選択 及び維持するステップと、（ｄ）高周波電流がアークを起こさずに組織を通って 流れ、組織を部分的に乾燥させて止血を生じさせるように、電極を組織と電気的 に接触して配置するステップと、を包含する。

組織を切断することが望まれるときは、止血を生じさせることに加えてこの方法 はさらに、手術器具上に機械構造的に鋭利なエツジを作り、その機械構造的に鋭 利なエツジが部分的に乾燥された組織を切断するように手術器具を操作するステ ップを包含する。

【１二１星蕉盈匪 本発明の上記及び他の目的及び本発明の利点は、同じ符号が同じ部分を示す添付 の図面とともに、以下の詳細な記述を考察することによって明確になるであろう 。

図１は、本発明にしたがって作られる、実施例の電気外科手術器具の斜視図であ る。

図２は、出願人の研究で観察された組織インピーダンスと温度の模式図である。

図３は、本発明の実施例の電源と典型的な公知の電源との電気的出力特性の比較 を示している。

図４Ａ及び図４Ｂは、それぞれ、本発明の装置及び方法と共に使用するのに適当 な二極電気外科手術用鉗子の側面及び断面図を示している。

図５は、本発明の装置及び方法と共に使用するのに適当な二極グラスパーの斜視 図を示している。

図６は、本発明にしたがった定電圧電源の好ましい実施態様のブロック図である 。

図７は、本発明にしたがった定電圧電源のための変調回路の好ましい実施態様の 簡略化した回路図である。

図８は、図７の変調回路の第１の実施態様の詳細な回路図図９は、図７の変調回 路の別の実施態様の詳細な回路図である。

図１０は、いくつかの公知の電源と共に使用し、本発明にしたがってこれらの装 置から電力プロファイルを生成するための、改良型装置の回路図である。

図１１は、図１Ｏの改良型装置から得られた入力と出力の電圧波形の比較を示す 。

「の−な！Ｉ 図１を参照して、本発明の電気外科手術装置ｌＯが記述される。装置１０は、本 発明の原理にしたがって作られた電源１４と連結するメス１１．ハサミ１２また はグラスパー１３のような複数の電気外科手術器具の１つを備えている。このメ スはたとえば、ヘルツォグの米国特許第４．２ａ２．６７６号に示されているも のでよい。１１，１２、及び１３の各器具は、電源１４に器具を接続するための ケーブル１５を含んでいる。各器具は、止血を生じさせるための一対の二極電極 を備えることが好ましい。組織を切開することが望まれる場合には、機械構造的 に鋭利な切開エツジがさらに用意される。本発明によると、電源１４は、接続さ れた電気外科手術形はｌに近い波高率を有しており、電圧は１０〜１３０ボルト （実効値）の範囲である。

そのような器具を使用するこれまでに公知の方法に関して、アーク除去、及び、 高電力で低電圧かつ低波高率の波形の使用が、公知の電気外科手術装置の性能の 改善を行うことを出願人は確認した。さらに本発明の方法は、この方法により得 られる利点を生かす、新規の電気外科手術器具の開発に至る。

公知の電気外科手術装置の２つの基本的な欠点は、器具の動作表面への血餅の蓄 積、及び装置の動作表面への組織の付着である。これらの問題は両方とも、器具 電極で電気アークを生成するため、高電圧で低電流かつ大きな波高率を有する電 圧波形を使用するのが好ましいというこれまでに公知の装置の教示により起きた ものであることを、出願人は認識した。

たとえば、ファリンの米国特許第４，９６９，８８５号は、組織を止血的に切開 するための電気アークを達成するためには１５０ボルト（実効値）が必要である と開示している。出願人が確認したところでは、血餅蓄積及び付着の問題の解決 策は、公知の装置に典型的な高電圧及び低出力／周期をやめて、より低電圧で、 ■に近い波高率を有するより高電力／周期数の波形を使用するようにすることで ある。組織を切開するために電流アークを使用するかわりに、本発明は、組織を 加熱及び乾燥するために組織を通って流れる電流の使用に依存している。これに よって、機械構造的に鋭利な工・ノジで、組織を無血で切ることを容易にする。

図２を参照して、出願人の研究で観察された、典型的な身体組織における、電流 の流れへのインピーダンス変化と温度の関係を示す模式図を説明する。組織を取 り巻き、また組織中に含まれているような体液は、主に水及び様々な塩を含んで いる。組織に熱が加えられると、体液中に含まれて０る塩は解離すると考えられ 、従って、組織の電気インピーダンスを減少させる（範囲Ａ）。水は温まると膨 張するため、細胞壁の破裂を生じさせ、ゆえに、イオン移動につ（Ｓでの障壁を 除き、組織インピーダンスをさらに減少させる。組織の継続的な加熱は、水蒸気 の蒸発を生じさせるが、これ＋１最初（よ、細胞壁を破裂することによって伝導 を改善する。し力）しその後、水が沸騰するにつれてインピーダンスを増力口さ せ、組織の乾燥をもたらす（範囲Ｂ）。いったん水が沸騰してな（なンピーダン スのいくふんの低下をもたらす。

出願人は、その研究より、有用な止血及び止血性切開Ｃよ、図２の範囲Ａ及びＢ での電気外科手術機器の操作ζこよって達成できると認識した。これらの範囲で は、実質的に一定な電圧の適用は、組織が温まるにしたがってまず電流の増加を もたらし、そして次に、細胞液の一部が沸騰するにしたがって組織を乾燥させる 。

範囲Ｂでの電気外科手術器具の使用は、機械構造的に鋭利なエツジで組織を切断 するために特に有用である。なぜなら、放出されている蒸気が組織を構成してい る細胞の細胞壁を破裂させることにより、組織を弱めるからである。さらに、こ の範囲での電気外科手術器具の使用は、自己制限機能を供給する。実質的に一定 な電圧入力にとって、乾燥しつつある組織のインピーダンスの増加が電流を減少 させるため、電圧のレベルによっては、木炭化が起きるよりも低い温度で組織の 温度は熱平衡に達する。

公知の電気外科手術装置は、はとんど図２の範囲Ｃで使用され、かつ止血及び組 織の切開を起こすための電気アークを生成する高いピーク−ビーク電圧を有する 波形を用いる。電気アークは、典型的に数千度の温度を伴うので、アークを受け る組織は範囲ＡとＢを急速に通りすぎ、範囲Ｃの木炭化に達する。その結果、そ のような装置によって起こされるほとんど瞬時の乾燥が、より器具に組織を付着 しやす（する。

出願人は、電気アークが観測されない場合でさえ、たとえば比較的低い電圧にお いて、印加されるピーク−ピークの電圧の幅広い変動が、好ましくない付着及び 血餅の蓄積をもたらすことを確認した。従って、出願人は、ピーク電圧の実効値 （ＲＭＳ）電圧に対する比率−一「波高率」−一が１に近い電圧波形の使用が、 血餅蓄積を生じさ、せる電圧の変動傾向を減少させることを確認した。たとえば 、方形波の波高率はｌであるが、純粋な正弦波では１．４１である。実効値１３ ０ボルト以下のピーク電圧をもつの方形波は、出願者により、顕著な付着または 血餅蓄積なしに優れた止血性を与えることが観察された。

出願人により行われた研究は、付着及び血餅蓄積の量が、電気外科手術器具に印 加されるピーク−ピーク電圧に直接関係し、ピーク−ピーク電圧が高いほど、血 餅はより速（蓄積し、より粘着力が強いことを確認したｍ−。さらに、所定のピ ーク電圧では、電圧波形の波高率が大きいほど、血餅蓄積は速い。出願人により 開発されたフインチの二極電気外科手術バサミを用いた研究において、電圧レベ ルと波形の相互関係として、表１に示される結果が新鮮なビーフステーキについ て得られた。・ ８０　１６０　３７、Ｔｒ’７ｓｆｉ　１．０　＞５０会１２０　ココ６　番ｈ 〜５亀　１．４１　Ｂ１４０　３９２　矩１ｊ−シ＆　１．４１　２　ｔロ　３ 「切開の回数」とは、供給電流が８５％まで減少するまでに切開できた回数、す なわち、もはや効果的な止血を与えなくなるほど電極が血餅で覆われる点である 。実効値８０ボルトの方形波電圧信号において、測定される電流に測定可能な減 少がないまま、５０回の切開を行うことが可能であることを出願人は確認した。

池の同様の実験において、出願人は、実効値８５ボルトの正弦波（ピーク値１１ ９ボルト）が付着及び限定的な止血を生じさせるのに対して、実効値８５ボルト の方形波の使用が非常に申し分のない止血をもたらすことを観察した。

本発明の方法及び装置は、ヘルツオグの米国特許第４，２３２．６７６号に示さ れる電気外科手術用メスと共に使用するためのに、特によく適している。この特 許はアークを生成しないように低電圧を使用することを示しているが、そこで示 されている装置は商業的な成功を納めなかったＯなぜならば、この装置もまた、 血餅蓄積と付着が起きたからである。

その特許にしたがって作られ、そして本発明の電圧、電流、及び波形の範囲で操 作される器具の使用は、非常に申し分のない結果を生むことが期待される。これ 以降に述べる電源出力インピーダンス特性とともに、波高率の重要性への考慮の 欠如が、いまへルツォグの器具によって達成できる成功の要因であると、出願人 は信じる。

再度図２を参照して、波高率の重要性のもう１つの側面を説明する。出願人は、 機械構造的に鋭利な切開エツジを有する装置で効果的な止血を促進するためには 、範囲Ａにおいて急速に組織を加熱することが望ましいことを観察した。１００ ボルトのピーク出力電圧を有する電源において、方形波は１００ボルトすべてを 組織に印加するが、正弦波では同じ時間期間内に、わずか７１ボルトしか有効に 与えない。組織中に注入された熱はおよそ■２／Ｒであるので、一定の組織イン ピーダンスを仮定すると、方形波の適用は、平均で、正弦波の２倍の出力を供給 する。従って、方形波はより速く組織を加熱し、よって手術器具は瞬時に止血作 用及び切開を行える。

次に図３を参照すると、本発明の他の特徴は、出力インピーダンスがわずか数オ ーム、一般に２０オーム以下の電源を用いて、電気外科手術器具に実質的に一定 な電圧を供給することである。電源の出力インピーダンスが組織のインピーダン スよりも低い場合には、電源による電圧出力は、負荷の接続時に低下したり、負 荷インピーダンスの増加に応じて過度に上昇したりすることはない。むしろ、Ｖ 　２／　Ｒによると、組織への電力伝達は、主に使用者の選ぶ出力電圧及び組織 の抵抗との関数であり、電源−負荷インピーダンスのマツチングの関数ではない 。本発明の方法及び電源と共に使用するための適当な電気外科手術器具もまた、 比較的低いインピーダンスを有している。たとえば、表１に示したデータを得る ために使用したフインチのハサミは、約１６オームのインピーダンスを有してい る。

公知の電気外科手術用発電機は、１００〜４００オームの範囲のインピーダンス を有する器具に電力を伝達するために設計されているのが典型的である。そのよ うな従来の電源は、概して２００オームまたはそれ以上の出力インピーダンスを 有しており、かつほとんど電圧を制御できない。図３に関連して図２を参照する と、乾燥中（範囲Ｃ）に組織のインピーダンスが上昇すると、典型的な電源の出 力電圧もまた、そのような電源にともなう大きな出力インピーダンスのために上 昇することが認められる。この出力電圧の上昇は、組織への電力供給の増加をも たらし、ゆえに木炭化の深さと範囲を増長させる。さらに、このような働きは、 本発明にしたがって作られた電源によれば実質的に削減される問題である付着、 血餅蓄積、及び組織の壊死を促進する。いくつかの公知の電気外科手術用発電機 の電力特性を表２に示す。これは、これらの発電機の製品文献、あるいはヘルス デバイス、１９８７年９−１０月号、「波形測定結果Ｊ、３１０−３１１ページ 。

ペンシルベニア州プリマスミーティング、ＥＣＲ１発行、から得られたものであ る。

（以下余白） 表２ ト構叶　乍νｈ／逼　−５２００５００ｉｓａｒａ　５ｙｓｓｏｏｏ　！ｉ”ｂ 頃１２５　１８００　４５Ｃ１ｉｎｉｃａｌ Ｔｅｃｈ、　Ｘ−１０１い、３［Ｚｏｏ　１５００　７０ｃｏｎｃｅｐｔ　９９ ００　ｔｔ％ｘ戚２００　１９ｓｏ　４９Ｂｏｖｉ＠４００−５Ｒ＞’ｒ’傅　 ４００　４０００　５０Ｂｉｒｔｃｈｅｒ　７７４　＠３％′Ａ　３００　１０ ００　２２Ｎｅｏｍｅｄ　３０００　ｔｌ”ｈ低１００　１８０００ｍｅｇａ　 ｈ％ｓンｐｋ　１００　２０００　４９’ｃニ−ｑ化力家ｐＣ゛町吠巾４ンビー ９゛ン人（Ω−）３９ｚ％ｐｉｆ、ｎｔ？　２＋ｂ＜ｎ？／Ｉ　”−ｆ”’）　 （省’Ｆ−’ｊｗ１３　’ｊ”−”）表２は包括的になるように意図されていな いが、公知の電気外科手術用発電機の性能特徴の一般的な代表である。特に興味 のある点は、本発明の電源との比較における、これらの装置の電圧波形、高開放 電圧、高出力インピーダンス及び低電力出力である。

表２から、記載された電気外科手術用電源のいずれもが、正弦波以外δ波形を生 成しないことは明らかである。さらに、これらの各公知発電機は、出力インピー ダンスにおいて、組織の木炭化をもたらしやすい高ビーク−ピーク出力電圧レベ ルを与える。

本発明の方法は、先行技術の装置で発生する血餅蓄積及び付着問題を起こさずに 組織中に止血を生じさせるように、電気外科手術器具に交流電力を供給すること を包含する。本発明によれば、電気外科手術は、アークなしに高周波電流を組織 に流すための電極を有する器具を用いて行われ、止血を生じさせることが望まれ る場合には、それによって組織を乾燥して弱体化させる。また組織の切開が望ま れる場合には、乾燥させられた組織を切断するために、機械構造的に鋭利なエツ ジが器具上に用意される。この方法は、以下のステップを包含する。

（ａ）ｔｌ極を有する手術器具を準備するステップ（ｂ）交流電源に電極を接続 するステップ（ｃ）交流（Ａ　Ｃ）電圧波形が１に近い波高率を有しているとこ ろの、負荷インピーダンスに依存しない質的に一定な出力電圧レベルを選択及び 維持するステップ（ｄ）高周波電流がアークを起こさずに組織を通って流れ、組 織を部分的に乾燥させて止血を生ヒさせるように、電極を組織と電気的に接触し て配置するステップ止血とともに、組織を切断することが望まれる場合は、この 方法はさらに、部分的に乾燥された組織を切断するために手術器具に機械構造的 に鋭利なエツジを作るステップを包含する。重要なことは、出願人の発明による 低波高率電圧波形の使用により、組織中で１波形サイクルあたりの高電力注入率 が得られ、組織中の血管が組織の切開と同時に凝固されることができることであ る。表１に関して上記で言及したツイフチのハサミでは、血餅蓄積はほとんどな しに止血と切開を同時に達成するために、切開される組織の血管系に依存するが ７アンペアまでの電流レベル（最大７００ワツトの電力を供給する）を印加し得 ることを出願人は確認した。

出願人の方法は、さらに、低出力インピーダンスを有する与えて、図３について 先に述べた自己制限電圧制御を与えるステップを包含する。低波高率、低電圧、 高電力／サイクル波形を使用して、電気外科手術を止血的に行う出願人の方法は 、多数の電気外科手術装置に応用できる。出願人は、彼らの発明は、ヘルツォグ の米国特許第４，２３２，６７６号に示される電気外科手術用メス、図４及び図 ５の二極鉗子及びグラスパー、及び他の型の二極電気外科手術器具に、うまく応 用できると考えている。

図４Ａ及び図４Ｂを参照して、本発明の方法と共に使用するのに適した二極鉗子 ２ｏを説明する。鉗子２ｏは、向かい合う支持部材２１及び２２を備え、それら は軸を中＋Ｃ−＋こ回転するようにピボット２３で接続されている。支持部材２ １及び２２の基部端はハンドル２４を形成し、各支持部材２１及び２２は、外科 医の親指またはそのほかの指のための穴を備えている。支持部材２１及び２２は 、ハンドル２４によす動かされると、支持部材の末端２５及び２６が閉じてその 間にある組織を処理するという従来の鉗子のような動きをして移動することがで きる。各支持部位２１及び２２は、端子２７を備えており、鉗子の末端の電極部 分２８及び２９に電圧を印加する。各支持部材２１及び２２は、支持部材の表面 に配され、電極２８及び２９に電圧が加えられたときに支持部材間のショートを 防ぐ例えばアルミナのような絶縁被覆３１を備えていてもよい。

鉗子２０のピボット２３は、堅固な電気的絶縁材料、例えばアルミナ、ジルコニ ア、またはセラミックなどがら作られており、さらに回路のショートを防ぐため に支持部材２１及び２２の開に配された電気的絶縁ワッシャー３１を備える。

電極２８及び２９は、鉗子が閉じたときに接触しない。

図５を参照して、止血性二極グラスパー４０を説明する。

グラスパーは、電気的絶縁材料４４からなるプレートにょっ−て分岐部４３で一 緒に合わせられた支持部材４１及び４２を備える。プレート４４及びスト・ｌプ ４５は、支持部材４１及び４２を電気的に絶縁するために使われる電気的絶縁材 料を備えている。ストップ４５は、鉗子が共に閉じられたときに、グラスパーの 末端が互いに接触することを防ぐように配置されている。このようなグラスバー は、たとえば、ブーレらの米国特許第３，６８５，５１８号に示されている。

本発明の方法は、本発明の電源と共に、図４及び図５に示されるような二極電気 外科手術器具の使用を包含する。本発明の電源は、これまでに述べたように低電 圧、低電力、低波高率交流電圧波形を器具に供給し、かつ、出力電圧の大きさを 調節するための回路要素を含んでいる。本発明の電源はさらに、小型の構成を用 いることを可能にするため、高効率及び低電力消費を特徴とする。

図６に示されるように、電源５０は、出力電力端子５４を通して電気外科手術器 具を駆動する。出力電力信号は、パワーインバータ５５によって出力端子５４に 供給される。インバータ５５は、発電機５３から、高周波低電力交流波形を受け 取る。本発明の原理によれば、この低電力交流波形は、一般的には約１．１０以 下の１に近い波高率を有し、好ましくは方形波である。発電Ｒ５３は、患者への 望ましくない神経筋肉の刺激を避けるために、定電圧及び好ましくは１００ｋＨ ｚよりも高い定周波数で、この駆動信号を供給する。発電１１５３は、電気外科 手術器具に印加される波高率を含む電圧波形及び周波数を与え、一方、変調器５ ２及びインバータ５５は、その結果得られる波形の振幅を調節する。

変調器５２は、低レベルから高レベルへ変化し得る直流電圧を供給する。変調器 ５２によって供給される電圧は、制御入力端子５１を通じて受信される制御信号 によって決定される。変調器５２は、好ましくは４０〜１００ｋＨｚの範囲の振 動周波数を有する信号を生成する、内部自己振動回路を用いている。１ｏＯｋＨ ｚ以上では装置の効率が減少し、４０ｋＨｚ以下では、副次的な可聴ノイズの発 生が問題となる。

インバータ５５は、予め決められた比率で、変調器５２がら供給される電圧から 変圧された電圧を供給する。インバータ５５は、発電機５３からの交流方形波駆 動信号に応答して、変圧された駆動電圧を方形波として電気外科手術装置に供給 する。発電機５３及びインバータ５５の許容可能な内部構成は当業者には自明で あり、それゆえ、それらの要素の詳細は本発明には含まれない。

図７を参照して、変調器５２の回路要素の実施態様を示す。

スイッチ６０は自己振動する回路要素の部分の簡素化表現である。電圧供給ノー ド６１は電源電圧を伝え、それは図８に示すように端子７１を通じて受け取られ てもよい。作動時には、スイッチ６０は、使用されている器具へ供給されるべき 望ましい電圧レベルに基づいて選ばれるデニーティサイクルによって、伝導状態 と非伝導状態の間を振動する。スイッチ６０が閉じているとき、電流は電圧供給 ノード６１からインダ’）９６２を通って、変調器出力６３へ流れる。スイ、チ ロ０が開いているとき、インダクタ６２がら変調器出力６３への電流は、整流キ ャッチダイオード６５を通して接地端子６４へ流れる。さらに、スイッチ６０が 開いているとき、電圧供給ノード６１の電圧は、スイッチノード６６から絶縁さ れる。従って、スイッチ６０の振動は、ノード６６に連続した方形パルスを作る 。エネルギー貯蔵インダクタとも考えられるインダクタ６２は、スイッチ６０が 閉じているときにはエネルギーをその磁界に蓄え、スイッチ６０が開いていると きにはそれを返すことによって、変調器出力６３に明瞭な直流電圧を生成する。

変調器出力端子６３へ供給される電圧は、スイッチノード６６での方形パルスの 直流平均であり、したがって、スイッチ６０のデユーティサイクルを変化させる ことによって、インバータ５５（図６参照）へ供給される電圧が制御できる。イ ンダクタ６２の選択は、エネルギー貯蔵要求に基づく必要はなく、スイッチ７２ へ供給される電流ストレス及び変調器出力端子６３での許容可能なりプル電圧と に基づいてもよい。

変調器５２、変調器７０の第１の実施態様の回路要素は、図８に関して示されて いる。動作状態では、トランジスタ７２はスイッチとして働き、交互に、電圧供 給ノード６１からスイッチノード６６への電動路を与えるために閉じ、またこの 電流の流れを遮るために開（。端子７１は直流電源に接続されているが、これは たとえば直流３０Ｖで動作して〜Ａる従来の直流電圧供給回路であってもよい。

インダクタ７３を通って流れる電流は、トランジスタ７２を通って流れるか、ま たはコンデンサ７４及び７５を充電する。コンデンサフ４及び７５に蓄えられた ’Ｉ荷は、トランジスタ７２がＯＮしたときにすぐに利用できる電流源を供給し 、これによって、スイッチ７−ド６６において低電流から高電流への急速な移行 をもたらす。インダクタ７３ならびにコンデンサ７４及び７５は、組合わさって 、変調器７０を他の回路要素から切り離す入力フィルタを形成する。従って、回 路のバランスに偽の周波数が伝播することを防ぐ。

トランジスタ７２の発振は、トランジスタ７６によって駆動される。トランジス タ７６がＯＮのとき、電流はトランジスタ７７を通ってトランジスタ７８のベー スを流れる。次にトランジスタ７８がＯＮになり、トランジスタ７２のベースへ 流れ込むコレクタ電流を作り出す。コンデンサ７９に蓄えられた電荷は、トラン ジスタ７８のベースに供給され、それによってそのターンオンになる時間を短く する。トランジスタ７２がＯＮのとき、電圧供給ノード６１の電圧はスイッチノ ード６６に伝えられる。スイッチノード６６でのこの電圧の存在は、抵抗８０を 通して、トランジスタ７６のベースへと流れ込む立ち上がりの急激な電流を生じ る。トランジスタ７６のエミッタ電流が増加すると、抵抗８１での電圧降下が増 加し、コンデンサ８２が充電され、ノード８３の電位が上昇する。ノード８３の 電圧は、ノード８４及びノード８３の間の電圧降下がトランジスタ７６をＯＮに しておくには不十分になるまで上昇する。トランジスタ７６がＯＦＦすると、抵 抗７７を通る電流の流れは遮られる。抵抗８５及び抵抗８６は、それぞれトラン ジスタ７２及び７８のベースーエミ・ツタ接合を急速に放電する。トランジスタ ７８の急速なターンオフは、トランジスタ７８のＯＮ時の飽和を防いでいるショ ット牛−ダイオード８７によっても助けられる。

トランジスタ７２がＯＦＦのときには、供給ノード６１の電圧はもはやスイッチ ノード６６に伝えられない。インダクタ６２の磁界が壊れると、電流はキャッチ ダイオード６５を通って流れる。従って、スイッチノード６６の電圧は、ダイオ ード１つの降下分だけグランドよりも低くなる。この時点で、コンデンサ８２に 蓄えられている電荷は、抵抗８１及び８８を通って放電される。ノード８３の電 圧が十分に下がると、トランジスタ７６は再度ＯＮＬ、このサイクルを繰り返す 。このようにして、変調器７０の回路要素は自己発振する。

動作の線形モードは、抵抗８０によって供給されるヒステリシスによって防がれ るが、これは、トランジスタ７６０ベースに、約０．１ボルトの電圧変化を引き 起こす。

上記のように、変調器出力６３での出力電圧は、スイツチノード６６に存在する 交流電圧の平均を表す。ゆえに、もしノード６６ての電圧発振のデユーティサイ クルが高けれシｆ。

変調器出力６３での直流出力電圧もまた高くなる。同様に、もしデユーティサイ クルが下がれば、それに応じて出力＋；！減少する。変調器７０の回路要素によ って生成された発振のデユーティサイクルは、制御入力端子５１に人力される制 御電圧信号の電圧レベルによって決定される。もし制御電圧が比較的高ければ、 コンデンサ８２は、ノード８３での電圧がトランジスタ７６をＯＦＦするのに十 分なほど上昇する前に、十分な充電時間を必要とする。トランジスタ７２がより 長い時間ＯＮを保つので、これにより比較的大きなデユーティサイクルが生成さ れる。しかしもし、制御入力端子５１に供給される制御電圧がこの範囲の低い方 の端にあれば、トランジスタ７６は同じ（らい長＜ＯＮを保たず、あるいは、ま った＜ＯＮにならないこともある。従って、変調器出力６３を通じてインバータ ５５へ供給された直流出力電圧は、制御入力端子５１での制御電圧の値に応答し て、グランド端子６５の電圧と電圧供給ノード６１’の電圧との間の範囲て連続 的に選択され得る。

図９を参照して、変調器５２及び変調器９０の、別の実施態様の回路要素を述べ る。変調器９０は、回路安定性を、図８の回路で達成されたものよりも改良する ための比較器９１を備える。比較器９１は電力供給フィルタを通して動力を受け るが、この電力供給フィルタは、電圧供給ノード６１の電圧の変化から比較器９ １を絶縁するための電力供給バイパスコンデンサ９２及び切り離し抵抗９３を備 える。変調器９０は、トランジスタ７６のためのプルアップ抵抗９４も備える。

電力出力フィルタコンデンサ９５は、さらに、変調器出力６３の電圧リプルを抑 制する。

変調器９０の動作は、変調器７０のものと同様である。比較器９１の出力９１ａ が高いとき、電流はトランジスタ７６のベースへ流れ込み、それをＯＮにし、抵 抗７７及びトランジスタ７８のベースを通じて電流を流す。トランジスタ７８が ＯＮになると、これはトランジスタ７２のベースへ流れ込むコレクタ電流を生成 し、トランジスタ７２をＯＮにする。

電圧供給ノード６１での電圧は、ゆえにスイッチノード６６と連絡している。ス イッチノード６６でのこの電圧の存在によって、電圧分割抵抗９７及び９８０作 用で、比較器９１の反転入力９９へ正電圧が供給される。

抵抗９７と９８の抵抗の比で決められているように、反転入力９９へ供給される 電圧は、抵抗８９を通って制御入力端子５１から比較器９１の非反転入力１００ へ供給される制御信号よりも大きい。従って、コンデンサ１０１の放電に続いて 、非反転入力１００においてよりも高い電圧が反転入力９９に存在するというこ とが、比較器９１に低い信号を出力させ、トランジスタ７６をＯＦＦにする。抵 抗１０２はヒステリシス性を与えるので、反転入力９９と非反転入力１００の間 の電圧差は、比較器９１の出力状態が逆転する前にしきい値を越えなければなら ず、ゆえに、変調器９０の安定性は高まる。

トランジスタ７６のターンオフは、トランジスタ７８のベースへの電流の流れを 遮り、これによって、トランジスタ７８及び７２をＯＦＦにする。抵抗８５及び ８６は、それぞれトランジスタ７２及び７８のベース−エミッタ接合を急速に放 電する。トランジスタ７８の急速なターンオフは、トランジスタ７８のＯＮ時の 飽和を妨げるショットキーダイオード８７にも助けられる。

変調器７０についてと同様に変調器９０について、トランジスタ７２がＯＦＦの とき、供給ノード６１の電圧はスイッチノード６６と連絡していない。インダク タ６２の磁界が壊れると、電流はチャ、チダイオード６５から放出される。ゆえ に、スイッチノード６６の電圧は、グランドよりもダイオード１つの降下分だけ 低くなる。このことが起きると、制御入力端子５１の制御電圧信号が、電圧分割 抵抗９７及び９８によって反転入力９９へ供給される電圧を越える。抵抗９８を 通ってのコンデンサ１０１の放電に続いて、比較器９１は再度、トランジスタ７ ６に高出力信号を与え、サイクルを繰り返す。変調器９０のデユーティサイクル と、したがって変調器出力６３の直流出力電圧は、制御入力端子５１の電圧制御 信号のレベルによって制御される。入力端子５１の電圧が高いほど、トランジス タ７２がＯＦＦの間にコンデンサ１０１は多量に充電される。この電荷が多量な ほど、比較器９１の高出力状態から低出力状態への切り替えをより遅れさせる。

従って、トランジスタ７２がＯＮであり、ノード６１の電圧がスイッチノード６ ６に連絡されている周期中の部分を増加させる。したがって、制御信号が高いほ ど、変調器出力６３の直流電圧出力も同様に高くなる。

本発明の好ましい実施態様において、インバータ５５は、２つのトランジスタ及 びひとつの変圧器プッシュプル増幅器である。発電機５３は、４００ｋＨｚで０ −１２Ｖのゲート方形波を供給するための集積回路方形波発電機に基づいている 。たとえば、ニューハンプンヤー州メリマクのユナイトロートインテグレーテノ ドサーキノツコーポレーションの３８２５ＩＣを使用してもよい。電圧供給ノー ド６１に供給される電源電圧は直流３０Ｖて、グランド端子６４はグランド電位 に保たれる。さらに、インダクタ６２は２８０μＨのインダクタンスを有してお り、ダイオード６５は汎用高速整流ダイオードＦＲ６０４である。入力端子５１ に供給される電圧制御信号は、０−５ｖの範囲である。

図８の変調器７０の実施態様で、トランジスタ７２はＰＮ２５Ｃ３２８１ｎｐｎ パワートランジスタであり、イリノイ州シャンバーグのモトローラコーポレーシ ョンカラ入手テき、トランジスタ７６は汎用２Ｎ２２２２　ｎｐｎ信号トランジ スタであり、トランジスタ７８はモトローラＰＮ　２ＳＡ１３０６Ｂ　ｐｎｐパ ワートランジスタである。コンデンサ７４．７５．７９及び８２は、それぞれｌ μＦ、２２０μＦ１０゜０３μＦ、及び０．１μＦの容量を有している。抵抗７ ７．８０・８１．８５．８６．８８及び８９は、それぞれｌｋΩ、６２にΩ、１ ００Ω、２０Ω、１２０Ω、６２０Ω、及びｌｋΩの抵抗値を有している。イン ダクタ７３は、１８μＨのインダクタンスを有しており、ショットキーダイオー ド８７は汎用ｌＮ８５１９てあり、４０Ｖの逆降伏電圧を有する。

図９の変調器９０の好ましい実施態様において、トランジスタ７２はモトローラ ＰＮ　２ＳＣ３２８１ｎｐｎパワートランジスタであり、トランジスタ７６は汎 用２Ｎ２２２２　ｎｐｎ信号トランジスタ、及びトランジスタ７８はモトローラ ＰＮ　２ＳＡ１３０６Ｂ　ｐｎｐパワートランジスタである。

コンデンサ９２．９５、及び１０１は、それぞれ１００μＦ１１００μＦ、及び ０、ｌμＦの容量を有している。抵抗７７．８５．８６．８９．９３．９４．９ ７．９８、及び１０２は、それぞれｌｋΩ、２７Ω、５１Ω、１１（Ω、１００ Ω、３０にΩ、１２にΩ、２にΩ、および３００Ωの抵抗値を有している。ショ ットキーダイオード８７は汎用ｌＮ８５１９であり、４０Ｖの逆降伏電圧を有し ており、比較器９１はたとえばカリフォルニア州すンタクララのナシゴナルセミ コンダクタコーポレーシコンから得られるＬＭ３６３型であればよい０変調器７ ０及び変調器９０の実施態様は、約８０％又はそれ以上の効率を有する電源を提 供する。この高効率は低電力消費をもたらし、約８”×５”×２”の体積にも関 わらず、電源は７５０Ｗのピーク電力を生成することが出来る０変調器７０及び 変調器９０は、「オーブンループ」で動作する・すなわち、出力を安定化するた めにフィードバック信号を必要としない。

上記の電源は、実効値１Ｏ−１３０Ｖの範囲の電圧で・　ｌ。

ＩＯ以下の波高率、及び好ましくは４００ｋＨｚの範囲の周波数を有する波形を 手術器具の電極に供給する出力能力を有する波形を与える。これらの電源は、一 般に２０オームよりも小さい低出力インピーダンスを有し、使用される電気外科 手術器具の型式及び特定の操作状態に応じて、最高７アンペアの電流（約７００ Ｗ）を供給できる 本発明の回路要素は「スティソ」、すなわち、出力電圧は存在する負荷インピー ダンスに伴ってあまり変化しないので、装置への電圧フィードバックは必要ない 。従って、電圧フィードバック信号が出力電圧を制御するために引き出された公 知の電気外科手術用発電機とは異なり、本発明の原理にしたがって作られる電源 は、そのようなフィードバック回路要素を用いない。

図１０を参照して、表２に記載した公知の電気外科手術用発電機のうちのい（つ かを、本発明にしたがって使用することを可能にする改良回路を説明する。図１ Ｏのクリッパ回路１１０は、たとえばネオムドモデル３０００に接続するように 設計されており、さきに述べたような領域で電力出力を供給する。すなわち、低 電圧で、１に近い波高率を有する高電力電圧波形である。クリッパ回路１１０は 、従来の電気外科手術用発電機の出力電圧を下げつつ、正弧波形のピークを「ク リップする」ことによりこの目的を達する。従来の電気外科手術用発電機の入力 波形が純粋な正弧波形を有しているのに反し、クリッピング回路１１０は、波形 周期のその部分間は電気外科手術用器具に定電圧レベルを供給し、それによって 結果として得られる最終的な出力波形が１に近くかつ一般的には１．１０よりも 小さい波高率を有することになる。

クリッパ回路１１０は、それが接続された電気外科手術用器具の観点から出力イ ンピーダンスも減少させる。インピーダンスは電圧の二乗に比例するので、一般 的に、約２０００■から２００ｖの出力電圧（表２を参照）が１／１ｏに減少す ると、電源のインピーダンスでは１／１００に減少する。

従って、４００オームの出力インピーダンスを有する従来の電源が、本発明のク リッピング回路１１０を通して電気外科手術器具に接続された場合、わずか４オ ームの出力インピーダンスを有すだろう。従って、クリッパ回路１１０で改良さ れた公知の電気外科手術用発電機の出力電圧は、図２及び図３に関連して先に述 べた、インピーダンスマツチによる電圧のずれの対象ではないだろう。

クリッピング回路１１０は入力端子１１１及び１１２で、たとえば表２で示され たものの１つのような公知の電気外科手術用発電機の出力から、高電圧交流入力 電力信号を受け取り、出力端子１１５及び１１６から、低電圧かつ低波高率交流 出力電力を供給する。電気外科手術器具は、出力端子１１５ａ及び１１５ｂに接 続される。まず最初に電圧を望ましい出力レベルまで大まかに下げ、次に、典型 的には正弦波信号であるもののピーク近くをクリップして、低波高率波形を生成 することによって入力信号は出力信号に変換される。クリッパ回路１１０は、極 性に敏感な要素−一トランジスタ及びダイオードーーを用いるので、印加される 電力は、これらの要素を逆バイアスしないように、最初に整流されなければなら ない。

入力信号は、ノード１１５及び１１６で、変圧器１１７によって低いピーク−ピ ーク電圧レベルにステップダウンされる。ノード１１５と１１６との間の電圧は 、２次巻線１１９の巻数と１次巻線１１８の巻数との比によって決まる。好まし くは、さまざまな入力電圧レベル、つまり表２に記載したさまざまな電気外科手 術用電源を受け入れるために、それぞれが異なる１次対２次の比を有している複 数のタップ１２０が設けられる。従って、ダウン率は、適切なタップを選ぶこと によって、たとえばスイッチ１２０ａによって、調節できる。もし電圧入力信号 が十分に下げられなければ、クリッピング中により大量の電力が消費され、低波 高率は生成するものの、改良された電源としては比較的低い変換効率になる。

その一方で、もし高いダウン率を選択すれば、クリ・ノピングがほとんど起こら ず、出力信号は比較的高い波高率を有するものの、比較的高い変換率が得られる 。

動作状態において、ノード１１５と１１６の間のステップダウンされた交流波形 は、ダイオード１２１，１２２．１２３及び１２４により整流される。ノード１ １５の電圧がノード１１６の電圧よりも高いとき、ダイオード１２１及び１２４ がＯＮＬ、ｙ−Ｆ１１５（７）信号を／−Ｆ１１３及び１１４へ伝達する。選択 されたツェナーダイオード１２５の降伏電圧ヨりも低い電圧に対しては、トラン ジスタ１２８のベースにはわずかな電流のみ流れるが、これはノード１１３と１ １４の間の高インピーダンスを意味する。従って、電流は主に出力端子１１５ａ と１１６ａ及び電気外科手術器具そしてその間にある組織を流れる。逆バイアス ダイオード１２２及び１２３には電流は流れない。波形サイクルの後半で交流波 形の極性がシフトしているときは、低電流がダイオード１２２．１２３及びピー ククリッピング要素を流れる。その時、逆バイアスダイオード１２１及び１２４ に、電流は流れない。

出力端子１１５ａと１１６ａの間に供給される最大出力電圧は、それぞれが異な る降伏電圧を有しているツェナーダイオード１２５の１つをスイッチ１２６で選 択することにより決められる。ノード１１３の電圧が選ばれた１つのツェナーダ イオード１２５のツェナー降伏電圧（通常、３０〜１００ボルトの範囲）まで上 昇すると、電流はこのダイオードを通じてベース１２７へ流れ、トランジスタ１ ２８をＯＮする。

０８時には、トランジスタ１２８は、出力端子１１５ａと１１６ａの間よりもイ ンピーダンスの低い流路をノー）’１１３からノード１１４の間に形成する。ト ランジスタ１２８がＯＮすると、これは電流を出力端子から切り変える働きをし 、端子１１５ａと１１５ｂの間の電圧が上昇するのを防ぐ。もし、この電圧が上 がり始めれば、選ばれた１つのツェナーダイオード１２５が追加の電流をベース １２７に流し、さらにトランジスタ１２８をＯＮにし、よってそのインピーダン スを下げて、より多くの電流を流すようにする。電流の流れが多くなるほど、端 子１１５ａと１１６ａの間の電圧をより低く引き下げる。

ノード１１５、そしてその結果出力端子１１３の電圧が下がるとき、出力端子１ １５ａの電圧は交流サイクルの後半まで一定のままである。ツェナーダイオード １２５の選ばれた１つは、それから電流をベース１２７に流すのを止め、トラン ジスタ１２８をＯＦＦにする。この時点で、トランジスタ１２８（７）エミッタ ーベース接合は、抵抗１２９を通して放電する。クリ・ノピング回路１１０の対 称性のため、ノード１１６の電圧がツェナー降伏電圧まで上昇すると、出力端子 １１６ａの電圧出力は同様にクリッピングされる。従来の電気外科手術用発電機 からの入力電圧波形から改良型回路の出方電圧波形への変成を、図１１に示す。

クリッピング回路１１０の好ましい実施態様において、変圧器１１７の複数のタ ップ１２０は、４：１〜７：１の範囲の１次と２次の巻線比を有しており、これ によって、電圧は４〜７倍の減少となる。ダイオード１２１，１２２．１２３及 び１２４は定格６Ａで、ブリッジ整流器として普通にパッケージされていてもよ い。トランジスタ１２８は２０Ａの容量を有するｎｐｎ　トランジスタで、例え ばイリノイ州シャンハークのモトローラコーポレーションのＰＮ　２ＳＣ３２８ １であってもよい。抵抗１２９は６２０Ωの抵抗値を有している。

本発明の方法は、従来の電気外科手術器具（たとえば図４及び図５の鉗子または グラスパー）、表２に与えられたリストから選ばれた電気外科手術用発電機、及 び例えばクリ、ピング回路１１０のような本発明の原理にしたがって作られた改 良型回路を用いて実現できると考えられる。そして、改良型回路は、発電機出力 と電気外科手術器具との間に接続されてもよい。この構成は、ある外科手術処置 において満足できる働きを提供すると信じられるが、それにもかかわらず、使用 される従来のＥＳ発電機によって達成できる電力出力によって制限される。出願 人によって開発されたメノツェンバウム型止血性バサミを駆動するためには、図 ７〜図９に関して先に述べたよりもよりロバストな電源が、より満足のい（結果 を与えるであろう。

本発明が、ここに挙げられた実施態様以外によっても実行できることは当業者に とって明らかであり、これらの実施態様は、実施例を挙げる目的で示されたもの であって制限のためではなく、本発明は、以下に続く請求の範囲によってのみ制 限される。

ＦＩＧ、１ 混１ Ｍ　ψ斗 ＦＩＧ、４Ｂ ＦＩＧ、５ ＦＩＧ、６ 日Ｇ、７ ＦＩＧ、８ ０Ｇ、１１ 補正書の写しく翻訳文）提出書（特許法第１８４条の８）平成５年１２月７日 同

Claims (33)

【特許請求の範囲】
1. １．アークを起こさずに高周波電流を組織に流して部分的に該組織を乾燥させ及 び該組織の止血を生じさせるための電極を有する外科手術器具を用いて、該組織 に対する外科手術を行う方法であって、該方法は、 （ａ）電極を有する手術器具を用意するステップと、（ｂ）交流電源に該電極を 接続するステップと、（ｃ）該電極において、負荷インピーダンスに依存せず、 かつ１に近い波高率を有している実質的に一定な出力交流電圧波形を該電源から 選択しかつ維持するステップと、（ｄ）高周波電流がアークを起こさずに該組織 を通って流れ、該組織を部分的に乾燥させて該組織の止血を生じさせるように、 該電極を該組織と電気的に接触して配置するステップと、 を包含する方法。
2. ２．前記組織の止血と切開とが同時に行われることが望ましく、前記外科手術器 具が機械構造的に鋭利なエッジを含み、前記部分的に乾燥された組織を切断する ために該外科手術器具を操作するステップをさらに包含する請求項１に記載の方 法。
3. ３．５〜７００ワットの間の割合で前記組織中に熱が注入される請求項１に記載 の方法。
4. ４．前記電圧波形を選択しかつ維持するステップが、実効値１０〜１２０Ｖの範 囲で前記外科手術器具の前記電極に電圧波形を供給する請求項１に記載の方法。
5. ５．前記電圧波形が１００ＫＨｚ〜２ＭＨｚの範囲の周波数で交番される請求項 １に記載の方法。
6. ６．前記電圧波形を選択しかつ維持するステップが、２０オーム以下の出力イン ピーダンスを有する電源を用意することをさらに包含する請求項１に記載の方法 。
7. ７．止血を生じさせるように手術中に組織を扱うための電気外科手術鉗子装置で あって、該装置は、それぞれが末端を有する第１及び第２の鉗子部材と、該第１ 及び第２の鉗子部材の末端が開位置から閉位置へ選択的に移動できるように、該 第１及び第２の鉗子部材を枢軸式に一緒に接続するピボットと、 該第１及び第２の鉗子部材の末端に、対向して設けられた第１及び第２の電極と 、 実効値１２０Ｖ以下で１に近い波高率を有する電圧波形を該第１及び第２の電極 へ供給する電源と、該電源を該第１及び第２の電極に接続する手段と、を備える 装置。
8. ８．止血を生じさせるように手術中に組織を扱うための電気外科手術グラスパー 装置であって、該装置は、それぞれが基部端及び末端を有している第１及び第２ のグラスパー部材と、 該第１及び第２グラスパー部材の基部端の間に設けられ、該第１及び第２グラス パー部材の末端が開位置から閉位置へ選択的に移動できるように、該第１及び第 ２のグラスパー部材の基部端がそれぞれ取り付けられた接続盤と、該第１及び第 ２のグラスパー部材の末端に、対向して設けられた第１及び第２の電極と、 実効値１２０Ｖ以下で１に近い波高率を有する電圧波形を該第１及び第２の電極 へ供給する電源と、該電源を該第１及び第２の電極に接続する手段と、を備える 装置。
9. ９．手術中に組織の止血を生じさせるための電極を有する電気外科手術器具と共 に使用され、実質的に前記負荷インピーダンスに依存しない交流出力電圧信号を 該電極に供給し、実効値１２０Ｖ以下で１に近い波高率を有する電圧波形を供給 する電源。
10. １０．２０オーム以下の出力インピーダンスを有する回路要素をさらに備える請 求項９に記載の電源。
11. １１．前記電圧波形が１００ＫＨｚ〜２ＭＨｚの間の周波数で交番する請求項１ ０に記載の電源。
12. １２．電気外科手術器具と共に使用され、実質的に一定なピーターピーク出力電 圧を供給する装置であって、該装置は、選択可能な直流電圧を供給するための変 調器出力を有する変調器手段と、 第１の周波数で交流波形を生成する発電機手段と、インバータ手段と、 を備えており、該インバータ手段が、 該変調器出力に接続された第１の入力手段と、該発電機手段に接続された第２の 入力手段と、出力手段と、 を有しており、該インバータ手段が、 該実質的に一定のピーターピーク出力電圧が該交流波形に比例する波形と該選択 可能な直流電圧に比例するピーターピーク電圧を有するように、該変調器手段か ら該選択可能な直流電圧を受取り、該発電機手段から該交流波形を受け取り、該 出力手段に該実質的に一定のピーターピーク出力電圧を供給する装置。
13. １３．前記発電機手段で生成される前記交流波形が１に近い波高率を有している 請求項１２に記載の装置。
14. １４．前記発電機手段で生成される前記交流波形が方形波である請求項１３に記 載の装置。
15. １５．前記変調器手段が、制御信号を受け取るための制御入力端子をさらに備え ている請求項１２に記載の装置。
16. １６．前記変調器手段が、 電源電圧を受け取るための電圧供給ノードと、スイッチノードと、 該電源電圧を該電圧供給ノードから該スイッチノードヘ伝導する伝導状態と、該 スイッチノードを該電力供給電圧から絶縁する非伝導状態と、の間で発振するス イッチ手段と、グランド電位に接続されているグランド端子と、該グランド端子 と該スイッチノードとの間に接続され、該グランド端子から該スイッチノードヘ 自由に電流を通過させ、かつ該スイッチノードから該グランド端子への電流の流 れを阻止する整流手段と、 該スイッチノードと該変調器出力との間に接続された第１のインダクタと、 を備える請求項１５に記載の装置。
17. １７．前記制御信号が電圧制御信号であり、前記スイッチ手段が、前記制御入力 端子から該電圧制御信号を受け取るための手段をさらに備え、該スイッチ手段が 該電圧制御信号の電圧レベルによって選択れるデューティサイクルで発振し、前 記変調器出力が該ディーティサイクルによって決められる電圧レベルを有してい る請求項１６に記載の装置。
18. １８．前記スイッチ手段が、さらに、 第１のベースと、前記電圧供給ノードに接続された第１のコレクタと、前記スイ ッチノードに接続された第１のエミッタと、を備える第１のトランジスタと、第 ２のベースと、該第１のベースに接続された第２のコレクタと、該電圧供給ノー ドに接続された第２のエミッタと、を有する第２のトランジスタと、 第３のベースと、第３のコレクタと、第３のエミッタと、を有する第３のトラン ジスタと、 該第２のベースと該第３のコレクタとの間に接続された第１の抵抗と、 該スイッチノードと該第３のベースとの間に接続された第２の抵抗と、 前記制御入力ノードと該第３のベースとの間の電流の通路を与える第１の手段と 、 該第３のエミッタと該グランド端子どの間の電流の通路を与える第２の手段と、 を備える請求項１７に記載の装置。
19. １９．電流の通路を与える前記第１の手段が、第３の抵抗を含む請求項１８に記 載の装置。
20. ２０．電流の通路を与える前記第２の手段が、前記第３のエミッタと前記グラン ド端子との間に接続された第４の抵抗と、 該第３のエミッタと該グランド端子との間に接続された第１のコンデンサと、 を備える請求項１８に記載の装置。
21. ２１．前記スイッチノードと前記第３のエミッタとの間に接続された第５の抵抗 をさらに備える請求項１８に記載の装置。
22. ２２．前記第１のベースと前記第１のエミッタの間に接続され、前記第１のトラ ンジスタがＯＦＦになったときに該第１のベースと該第１のエミッタの間の第１ の接合を放電する第６の抵抗と、 前記第２のベースと前記第２のエミッタの間に接続され、前記第２のトランジス タがＯＦＦになったときに該第２のベースと該第２のエミッタの間の第２の接合 を放電する第７の抵抗と、 該第２のトランジスタが飽和するのを防ぐために、該第２のベースと前記第２の コレクタの間に接続されたショットキーダイオードと、 該第２のトランジスタがＯＮしたときに該第２のトランジスタに電荷を与えるた めに、該第２のベースと前記第３のコレクタの間に接続きれた第２のコンデンサ と、前記電圧供給ノードと前記グランド端子の間に接続された第３のコンデンサ と、 該電圧供給ノードと電源電圧を受け取るための端子の間に接続された第２のイン ダクタと、 をさらに備える請求項１８に記載の装置。
23. ２３．前記スイッチ手段が、さらに、 第１のベースと、前記電圧供給ノードに接続された第１のコレクタと、前記スイ ッチノードに接続された第１のエミッタと、を有する第１のトランジスタと、第 ２のベースと、該第１のベースに接続された第２のコレクタと、該電圧供給ノー ドに接続された第２のエミッタと、を有する第２のトランジスタと、 第３のベースと、第３のコレクタと、前記グランド端子に接続された第３のエミ ッタと、を有する第３のトランジスタと、 該第２のベースと該第３のコレクタの間に接続された第１の抵抗と、 該第３のベースに高出力状態と低出力状態とを交互に与えるために第３のベース に接続された第１の手段と、を備える請求項１７に記載の装置。
24. ２４．前記第１の手段が、 反転入力と非反転入力とを有している、前記第３のベースに接続された比較器と 、 非反転入力よりも高い電圧を反転入力に、及び反転入力よりも高い電圧を非反転 入力に、交互に与えるために前記制御入力端子に接続された第２の手段と、 を包含する請求項２３に記載の装置。
25. ２５．前記第２の手段が、さらに、 前記スイッチノードと前記反転入力との間に接続された第２の抵抗と、 前記グランド端子と該反転入力との間に接続された第３の抵抗と、 を備える請求項２４に記載の装置。
26. ２６．前記第２の手段が、さらに、 前記電圧制御信号を前記比較器に供給するために、制御入力信号端子と前記非反 転人力の間に接続された第４の抵抗と、前記反転入力と該非反転入力の間に接続 された第１のコンデンサと、 前記スイッチノードと該非反転入力の間に接続された第５の抵抗と、 を備える請求項２４に記載の装置。
27. ２７．前記第１の手段が、前記第３のベースと前記電源ノードの間に接続された 第６の抵抗と、電源フィルタをさらに備え、 該電源フィルタが、 前記比較器と該電源ノードの間に接続された第７の抵抗と、該比較器と前記グラ ンド端子の間に接続された第２のコンデンサと、 を備える請求項２４に記載の装置。
28. ２８．前記第１のエミッタと前記第１のベースの間に接続され、前記トランジス タがＯＦＦしたときに該第１のベースと該第１のエミッタの間の第１の接合を放 電する第８の抵抗と、 前記第２のエミッタと前記第２のベースの間に接続され、前記第２のトランジス タがＯＦＦしたときに該第２のベースと該第２のエミッタの間の第２の接合を放 電する第９の抵抗と、 該第２のトランジスタが飽和するのを防ぐために、前記第２のコレクタと該第２ のベースの間に接続されたショットキーダイオードと、 前記選択可能な直流電圧をフィルタするために、前記変調器出力と前記グランド 端子の間に接続された第３のコンデンサと、 をさらに備える請求項２４に記載の装置。
29. ２９．従来の電気外科手術用発電機と共に使用され、クリッピング回路を備え、 該従来の発電機の電圧波形出力を、実効値１２０Ｖ以下で１に近い波高率を有す るクリッピングされた電圧波形に変換する装置。
30. ３０．一対の電極を有する電気外科手術器具と共に使用される請求項２９に記載 の装置であって、前記クリッピング回路が、 １次及び２次の巻線を有し、前記従来の電気手術用発電機の電圧出力が該１次巻 線に印加される変圧器と、該第２次巻線に接続され、前記クリッピングされた電 圧波形を供給するための第１及び第２の出力ノードを有している整流ブリッジと 、 該電気外科手術器具の該一対の電極が該出力ノードに接続されるように改良され 、該第１及び第２の出力ノードに接続されて該第１及び第２の出力ノードの間の 電圧を制御する手段と、 を備える装置。
31. ３１．前記第１及び第２の出力ノードの間の電圧を制御する前記手段が、 ベースとエミッタとコレクタを有し、該コレクタが該第１の出力ノードに接続さ れ、該エミッタが該第２の出力ノードに接続されたトランジスタと、 あらかじめ決まった降伏電圧を有するダイオードで、該ダイオードの陰極が該コ レクタに接続され、該ダイオードの陽極が該ベースに接続され、該降伏電圧が前 記クリップされた電圧波形の実効値及び波高率を決定するダイオードと、該トラ ンジスタのベース及び該第２の出力ノードに接続された抵抗と、 を包含する請求項３０に記載の装置。
32. ３２．前記２次巻線がさらに利用者が選択可能な複数タップを備え、該複数タッ プのそれぞれが１次巻線と２次巻線の異なる比に対応している請求項３０に記載 の装置。
33. ３３．前記第１及び第２の出力ノードの間の前記クリッピングされた電圧波形を 制御する前記手段が、利用者が選択可能な複数のダイオードを備え、該複数のダ イオードのそれぞれが異なる降伏電圧を有しており、ゆえに前記従来の電気外科 手術用発電機の出力電圧波形のクリッピングの程度が変更可能な請求項３０に記 載の装置。