(57)【要約】  電気手術ジェネレータは、１つ又は２つ以上の高周波数（ＲＦ）源（６０）と、電気手術器具への接続のための少なくとも２本の出力線（６０Ｃ、４８、４９、５０）を含む出力ステージとを含む。ジェネレータは、２本の出力線間で測定されるインピーダンスなど、電気外科手術に関連したパラメータを測定するための手段を含む。コントローラ（７２）は、第１のＲＦ波形（切断信号など）又は第２のＲＦ波形（凝固信号など）を出力線に送るように、そして組み合わせモードにおいて第１の波形及び第２の波形の両方を送るように、ジェネレータを制御する。コントローラ（７２）は、組み合わせモードにおいて、上記外科手術に関連した測定されたパラメータに応答して一方又は両方の波形の少なくとも１つの特性を自動的に調整する。
2010527676.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気手術器具に供給するための高周波（ＲＦ）電力を生成するための電気手術ジェネレータであって、
(i)１つ又は２つ以上のＲＦ出力電力源と、
(ii)前記電気手術器具に接続されるように適応された少なくとも２本の出力線を含む出力ステージと、
(iii)電気外科手術に関連したパラメータを測定するための手段と、
(iv)第１のＲＦ波形を前記出力線に又は第２のＲＦ波形を前記出力線に送ることができるように、そして組み合わせモードにおいて前記第１のＲＦ波形及び前記第２のＲＦ波形の両方を送ることができるように、前記ジェネレータシステムを制御するように動作可能であるコントローラであって、前記組み合わせモードにおいて、前記外科手術に関連した前記測定されたパラメータに応答して前記第１のＲＦ波形及び前記第２のＲＦ波形の一方又は両方の少なくとも１つの特性を自動的に調整するように構成される、コントローラと、
を備える電気手術ジェネレータ。
【請求項２】
前記測定されたパラメータは、前記出力線のうちの２本間で測定されたインピーダンスである、請求項１に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項３】
第１の高周波（ＲＦ）電力源及び第２の高周波（ＲＦ）電力源を備え、前記第１の電力源は、前記第１のＲＦ波形を送るために接続され、前記第２の電力源は、前記第２のＲＦ波形を送るように接続される、請求項１又は２に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項４】
前記組み合わせモードにおいて、前記コントローラは、前記第１の電力源及び前記第２の電力源から連続的にＲＦ波形を供給するように適応される、請求項３に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項５】
前記組み合わせモードにおいて、前記コントローラは、前記第１の電力源及び前記第２の電力源の少なくとも一方から不連続的にＲＦ波形を供給するように適応される、請求項３に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項６】
前記組み合わせモードにおいて、前記コントローラは、前記第１のＲＦ波形を不連続的に送るために、前記第１の電力源の接続のオン及びオフを切り替えるように適応される、請求項５に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項７】
前記組み合わせモードにおいて、前記コントローラは、前記第２のＲＦ波形を不連続的に送るために、前記第２の電力源の接続のオン及びオフを切り替えるように適応される、請求項５又は６に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項８】
単一の高周波（ＲＦ）電力源を備え、前記コントローラは、前記組み合わせモードにおいて、前記出力線に前記第１のＲＦ波形を送ること及び前記出力線に前記第２のＲＦ波形を送ることを交互信号の形で交互に行うように適応される、請求項１又は２に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項９】
前記測定されたパラメータに応答して調整される前記特性は、前記第１のＲＦ波形又は前記第２のＲＦ波形の電力、電圧、又は電流から選択される、請求項１から８のいずれか一項に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項１０】
前記第１のＲＦ波形は、組織の電気外科的切断を生じるように設計された切断ＲＦ波形
であり、前記第２のＲＦ波形は、組織の電気外科的凝固を生じるように設計された凝固ＲＦ波形である、請求項１から９のいずれか一項に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項１１】
前記コントローラは、前記出力接続間に生じる前記ＲＦピーク出力電圧を、前記第１の切断ＲＦ波形を生成するための切断用の第１の所定の閾値及び前記第２の凝固ＲＦ波形を生成するための凝固用の第２の所定の閾値の少なくとも一方に制限するように、そして前記ジェネレータの前記組み合わせモードにおいて、前記第１の閾値と前記第２の閾値との間で絶えず交互させるように、動作可能である、請求項１０に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項１２】
前記第１のデューティサイクルは、前記信号全体のうち、前記第１の切断ＲＦ波形が前記出力線に供給される部分であり、前記第２のデューティサイクルは、前記信号全体のうち、前記第２の凝固ＲＦ波形が前記出力線に供給される部分である、請求項１０又は１１に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項１３】
前記測定されたパラメータに応答して調整される前記特性は、前記第１のデューティサイクル及び前記第２のデューティサイクルの一方又は両方である、請求項１２に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項１４】
少なくとも３本の出力線を備え、また、前記組み合わせモードにおいて、前記組み合わせ信号のうち、前記第１のＲＦ波形である部分が前記出力線の第１のペアに送られ、前記組み合わせ信号のうち、前記第２のＲＦ波形である部分が前記出力線の第２のペアに送られるように、前記１つ又は２つ以上の電力源と前記３本の出力線との間の結合を変更するための、選択構成も備える請求項１から１３のいずれか一項に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項１５】
前記第１のＲＦ波形及び前記第２のＲＦ波形の両方が、組織の電気外科的切断を生じるように設計された切断ＲＦ波形である、請求項１から９のいずれか一項に従属する請求項１４に記載の電気手術ジェネレータ。
【請求項１６】
前記第１のＲＦ波形及び前記第２のＲＦ波形の両方が、組織の電気外科的凝固を生じるように設計された凝固ＲＦ波形である、請求項１から９のいずれか一項に従属する請求項１４に記載の電気手術ジェネレータ。
【発明の詳細な説明】
【背景技術】
【０００１】
本発明は、組織の処置に使用するためのバイポーラ電気手術器具とともに使用するための電気手術ジェネレータに関するものである。
【０００２】
我々の先行する米国特許第６，４１６，５０９号及び第６，９６６，９０７号は、組織の切断及び止血を同時に実施するために、電気手術ジェネレータが切断信号と凝固信号との混合を送ることができるような、様々な方法を記述している。米国特許公開第２００４／０２６０２７９号として公開された、更に最近の米国特許出願第１０／８５８，４０６号では、電気手術ジェネレータのユーザは、ジェネレータによって送られる切断と凝固との割合について、様々な既定の設定の間で、手動で選択を行うことができる。
【０００３】
上記の先行する特許及び特許出願の開示内容は、参照によって本明細書に組み込まれる。本発明は、これらのタイプの電気手術ジェネレータに対して更なる改善を提供しようとするものである。
【０００４】
したがって、電気手術器具に供給するための高周波（ＲＦ）電力を生成するための電気手術ジェネレータであって、
(i)１つ又は２つ以上のＲＦ出力電力源と、
(ii)電気手術器具に接続されるように適応された少なくとも２本の出力線を含む出力ステージと、
(iii)電気外科手術に関連したパラメータを測定するための手段と、
(iv)第１のＲＦ波形を出力線に又は第２のＲＦ波形を出力線に送ることができるように、そして組み合わせモードにおいて第１のＲＦ波形及び第２のＲＦ波形の両方を送ることができるように、ジェネレータシステムを制御するように動作可能であるコントローラであって、組み合わせモードにおいて、上記外科手術に関連した上記測定されたパラメータに応答して第１のＲＦ波形及び第２のＲＦ波形の一方又は両方の少なくとも１つの特性を自動的に調整するように構成される、コントローラと、
を含む電気手術ジェネレータが提供される。
【０００５】
このように、電気手術ジェネレータは、それを使用している外科医が電気手術器具の能力を手動で調整するのを待つのではなく、測定されるパラメータに反応することによって、組織に送られる電気手術信号を自動的に調整する。このように、電気手術ジェネレータは、異なる動作条件に応答して自身を動的に調整し、効果的な動作のための求めに応じて異なる電気手術信号を選択する。電気手術ジェネレータの調整には、複数の異なるパラメータを測定及び使用することができると考えられる。
【０００６】
好都合には、測定されたパラメータは、上記出力線のうちの任意の２本間で測定されたインピーダンスである。したがって、測定されたインピーダンスが低いときは、これは、出血組織に関連した比較的流動的な手術環境を示しており、電気手術システムは、電気手術器具の凝固の有効性を高めることができる。反対に、測定されたインピーダンスが高いときは、これは、比較的乾燥した手術環境を示しており、電気手術システムは、切断プロセスの速度及び効率を最大にするために、電気手術器具の切断の有効性を高めることができる。３本以上の出力線がある場合は、インピーダンスは、ペアを成す任意の２本の出力線間で測定することができ、ひいては、ジェネレータの動作中の異なる時点において、異なるペアの出力線間で測定することもできると考えられる。
【０００７】
好都合な一構成では、電気手術ジェネレータは、第１の高周波（ＲＦ）電力源及び第２
の高周波（ＲＦ）電力源を含み、第１の電力源は、第１のＲＦ波形を送るために接続され、第２の電力源は、第２のＲＦ波形を送るために接続される。このように、各電力源は、その特定の目的に合わせ、周波数や電力などにおいて最適にすることができる。第１の電力源及び第２の電力源を伴う場合は、組み合わせモードにおいて、コントローラは、第１の電力源及び第２の電力源から連続的にＲＦ波形を供給するように適応されることが好都合である。インピーダンスなどの測定されたパラメータに応答して、コントローラは、第１の電力源又は第２の電力源のいずれかの電力を増大又は減少させる、或いはいずれかの電力源の動作の周波数を変化させることによって、電気手術器具の切断能力又は凝固能力に変化を生じさせることができると考えられる。
【０００８】
或いは、組み合わせモードにおいて、コントローラは、第１の電力源及び第２の電力源の少なくとも一方から不連続的にＲＦ波形を供給するように適応される。コントローラは、第１のＲＦ波形及び第２のＲＦ波形を不連続的に送るために、第１の電力源及び／又は第２の電力源の接続のオン及びオフを切り替えるように適応されることが好都合である。
【０００９】
上述のように、ジェネレータは、
i)第１の電力源及び第２の電力源からの同時的な連続信号、
ii)第１の電力源からの連続信号と、第２の電力源からの断続信号、
iii)第２の電力源からの連続信号と、第１の電力源からの断続信号、
iv)連続的に交互する形の、第１の電力源及び第２の電力源からの交互信号、並びに
v)間に空白を挟んだ、第１の電力源及び第２の電力源の両方からの断続信号
を含むがこれらに限定されない、幾つかの異なる信号を供給することができる。
【００１０】
別の代替構成では、ジェネレータは、単一の高周波（ＲＦ）電力源を含み、コントローラは、組み合わせモードにおいて、出力線に第１のＲＦ波形を送ること及び出力線に第２のＲＦ波形を送ることを交互信号の形で交互に行うように適応される。
【００１１】
測定されたパラメータに応答して変更される第１の波形及び第２の波形の特性は、第１のＲＦ波形又は第２のＲＦ波形の電力、電圧、電流、又はひいては周波数から選択されることが好都合である。或いは、測定されたパラメータは、第１のＲＦ波形及び第２のＲＦ波形の位相を含むことができる。
【００１２】
好都合な一構成では、第１のＲＦ波形は、組織の電気外科的切断を生じるように設計された切断ＲＦ波形であり、第２のＲＦ波形は、組織の電気外科的凝固を生じるように設計された凝固ＲＦ波形である。したがって、測定されたインピーダンスが低いときは、これは、出血組織に関連した比較的流動的な手術環境を示しており、電気手術システムは、組織に適用される凝固信号の割合を高めることができる。反対に、測定されたインピーダンスが高いときは、これは、比較的乾燥した手術環境を示しており、電気手術システムは、切断プロセスの速度及び効率を最大にするために、組織に適用される切断信号の割合を高めることができる。
【００１３】
好ましい構成では、コントローラは、出力接続間に生じる高周波ピーク出力電圧を、第１の切断ＲＦ波形を生成するための切断用の第１の所定の閾値及び第２の凝固ＲＦ波形を生成するための凝固用の第２の所定の閾値の少なくとも一方に制限するように、そしてジェネレータの組み合わせモードにおいて、上記第１の閾値と第２の閾値との間で絶えず交互させるように、動作可能である。
【００１４】
１つ又は２つのいずれかのＲＦ電力源が用いられ、切断波形及び凝固波形が断続的に供給される場合において、「第１のデューティサイクル」は、信号全体のうち、第１の切断ＲＦ波形が出力線に供給される部分であり、「第２のデューティサイクル」は、信号全体
のうち、第２の凝固ＲＦ波形が出力線に供給される部分である。測定されたパラメータに応答して調整される特性は、第１のデューティサイクル及び第２のデューティサイクルの一方又は両方であることが最も好都合である。このように、測定されたパラメータが、凝固の有効性がより多く必要とされることを示すときは、信号全体のうち、凝固信号を送るための割合を増大させることができる。反対に、測定されたパラメータが、凝固の有効性があまり必要とされないことを示すときは、信号全体のうち、切断信号を送るための割合を増大させることができる。ここで、第１のデューティサイクル及び第２のデューティサイクルは、必ずしも１００％を構成する必要はない（すなわち波形の切断部分と凝固部分との間には、意図的な空白があってもよい）ことを指摘されるべきである。
【００１５】
上記のような電気手術ジェネレータは、２つの電極を有する（したがってジェネレータは出力線を２本のみ有する）バイポーラ電気手術器具とともに用いることができるが、本発明にしたがったジェネレータは、我々の米国特許第６，６９６，９０７号に記述されているような、３つ以上の電極を有する電気手術器具とともに用いることもできる。したがって、ジェネレータは、少なくとも３本の出力線を含み、また、組み合わせモードにおいて、組み合わせ信号のうち、第１のＲＦ波形である部分が出力線の第１のペアに送られ、組み合わせ信号のうち、第２のＲＦ波形である部分が出力線の第２のペアに送られるように、１つ又は２つ以上の電力源と３本の出力線との間の結合を変更するための、選択構成を含む。
【００１６】
第１のＲＦ波形が切断波形であり、第２のＲＦ波形が凝固波形である場合に、凝固信号は、組織の凝固用に最適化された２つの電極の相互間に送られ、一方で、切断信号は、組織の切断用に最適化された異なる電極に送られる。この最適化は、米国特許第６，６９６，９０７号及び以下の説明において、より詳しく説明されている。
【００１７】
しかしながら、第１のＲＦ波形及び第２のＲＦ波形は、必ずしもそれぞれ切断波形及び凝固波形である必要はない。考えられる一構成では、第１のＲＦ波形及び第２のＲＦ波形の両方が、組織の電気外科的切断を生じるように設計された切断ＲＦ波形であることが可能である。第１の波形及び第２の波形は、異なる電極セットに供給されるので、器具に供給される第１のＲＦ信号と第２のＲＦ信号との割合を増大又は減少させることによって、電気手術器具によって生じるＲＦ切断の幅を変更することができる。或いは、第１のＲＦ波形及び第２のＲＦ波形の両方が、組織の電気外科的凝固を生じるように設計された凝固ＲＦ波形であることが可能である。この構成では、器具に供給される第１のＲＦ信号と第２のＲＦ信号との割合を増大又は減少させることによって、電気手術器具によって生じるＲＦ凝固損傷の幅を変更することができる。
【００１８】
次に、添付の図面を参照にして、単なる一例として本発明の更なる詳細が説明される。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明にしたがった電気手術ジェネレータを含む電気手術システムの概略図である。
【図２】図１のジェネレータのブロック図である。
【図３】図１のシステムの一部として使用される電気手術器具の概略斜視図である。
【図４】図２のジェネレータに使用されるスイッチング回路の概略図である。
【図５Ａ】図４のスイッチング回路のための２つの電子スイッチングデバイスの回路図である。
【図５Ｂ】図４のスイッチング回路のための２つの電子スイッチングデバイスの回路図である。
【図６】図２のジェネレータに使用することができるスイッチング回路の代替の実施形態の概略図である。
【図７】図４にしたがったスイッチング回路を組み入れた、図２にしたがったジェネレータのブロック図である。
【図８Ａ】測定されたパラメータに応答して混合スイッチング比を自動的に調整するための技術を示した図であり、図８Ａは、比調整デバイスの回路図であり、図８Ｂは、図８Ａのデバイスの動作を示した波形図である。
【図８Ｂ】測定されたパラメータに応答して混合スイッチング比を自動的に調整するための技術を示した図であり、図８Ａは、比調整デバイスの回路図であり、図８Ｂは、図８Ａのデバイスの動作を示した波形図である。
【図９】本発明にしたがったジェネレータシステムの代替の実施形態のブロック図である。
【図１０】本発明にしたがった更に代替のジェネレータシステムのブロック図である。
【図１１Ａ】切断出力及び凝固出力を対応する異なる電極ペアに自動的に供給するための、更に代替のシステムである。
【図１１Ｂ】切断出力及び凝固出力を対応する異なる電極ペアに自動的に供給するための、更に代替のシステムである。
【図１２Ａ】本発明にしたがったジェネレータによって生成することができる異なる混合信号についての制御エンベロープを示した図である。
【図１２Ｂ】本発明にしたがったジェネレータによって生成することができる異なる混合信号についての制御エンベロープを示した図である。
【００２０】
図１を参照すると、ジェネレータ１０は、接続コード１４を通じて器具１２のための高周波（ＲＦ）出力を提供する出力ソケット１０Ｓを有する。ジェネレータの起動は、接続コード１４を通じて器具１２から実施されるか、或いは足踏みスイッチ接続コード１８によってジェネレータの背後に接続された図に示されるような足踏みスイッチユニット１６によって実施されるかしてよい。図示された実施形態では、足踏みスイッチユニット１６は、ジェネレータの凝固モード及び切断モードをそれぞれ選択するための２つのペダル１６Ａ及び１６Ｂを有する。ジェネレータの前面パネルは、ディスプレイ２４に示される凝固電力レベル及び切断電力レベルをそれぞれ設定するための押しボタン２０及び２２を有する。押しボタン２６は、凝固モードと切断モードとの間で選択を行うための代替手段として提供される。
【００２１】
図２を参照すると、ジェネレータは、器具１２に結合するための出力線ペア６０Ｃを有する高周波（ＲＦ）電力発振器６０を含む。器具１２は、図２では、電気負荷６４の形で示されている。電力は、スイッチモード電力供給６６によって発振器６０に供給される。好ましい実施形態では、ＲＦ発振器６０は、約４００ｋＨｚで動作し、３００ｋＨｚより上でＨＦ域に到る範囲内の任意の周波数が適している。スイッチモード電力供給は、一般に、２０〜５０ｋＨｚの範囲内の周波数で動作する。出力線６０Ｃ間に渡して結合されるのは、電圧閾値検出器６８であり、その第１の出力６８Ａをスイッチモード電力供給１６に、そして第２の出力６８Ｂを「オン」時間制御回路７０に結合される。オペレータ制御及びディスプレイ（図１に示されている）に結合されるマイクロプロセッサコントローラ７２は、供給電圧の変化によってジェネレータ出力電力を調整するために電力供給６６の制御入力６６Ａに、そしてピークＲＦ出力電圧限界を設定するために電圧閾値検出器６８の閾値設定入力６８Ｃに接続される。やはり出力線６０Ｃの一方に結合されるのは、負荷電流を表す信号ＶIを、線８１を通じてコントローラ７２に供給する電流検出回路８０である。
【００２２】
動作において、ハンドピース上又は足踏みスイッチ（図１を参照）上に提供可能な起動スイッチ構成を外科医が操作することによって電気手術電力が要求されると、マイクロプ
ロセッサコントローラ７２は、スイッチモード電力供給６６に電力を印加させる。ジェネレータの前面パネル（図１を参照）上の制御設定にしたがって、入力６８Ｃを通じて供給電圧に対して個別に出力電圧閾値が設定される。一般に、脱水乾燥又は凝固のためには、閾値は、１５０ボルトから２００ボルトまでの間の脱水乾燥閾値に設定される。切断又は蒸発の出力が求められる場合は、閾値は、２５０又は３００ボルトから６００ボルトまでの範囲内の値に設定される。これらの電圧値は、ピーク値である。これらがピーク値であるのは、少なくとも脱水乾燥のためには、低波高因子の出力ＲＦ波形を有することによって、所定の値に電圧が固定される前に最大電力を与えることが好ましいことを意味する。通常は、１．５又はそれ未満の波高因子が実現される。組み合わせモード出力が必要とされる場合は、入力６８Ｃを通じて設定される電圧出力は、混合信号を形成するために、脱水乾燥又は凝固のための値と切断又は蒸発のための値との間で絶えず交互される。
【００２３】
ジェネレータが最初に起動されるときは、発振器６０の発振素子を形成する電力スイッチングデバイスが各発振サイクル中の最大導通期間にわたってオンにされるように、ＲＦ発振器６０の制御入力６０Ｉ（「オン」時間制御回路７０に接続されている）の状態は「オン」である。負荷６４に送られる電力は、一部には、スイッチモード電力供給６６からＲＦ発振器６０に印加される供給電圧に、一部には、負荷インピーダンス６４に依存する。脱水乾燥出力のための電圧閾値は、その電圧閾値に達したときに、トリガ信号が、「オン」時間制御回路７０に、そしてスイッチモード電力供給６６に送られるように設定される。「オン」時間制御回路７０は、ＲＦ発振器スイッチングデバイスの「オン」時間を事実上瞬時に低減させる効果を有する。同時に、スイッチモード電力供給が無効にされ、発振器６０に供給される電圧が降下し始める。このようなジェネレータの動作は、参照によって本明細書に開示内容を組み込まれた我々の欧州特許出願第０７５４４３７号に詳細に説明されている。
【００２４】
図３は、電気手術器具１２として考えられる一つの設計を示している。器具１２は、器具シャフト５を含み、その遠位端は、総じて８として示された電極アセンブリである。電極アセンブリ８は、中央切断電極２を備え、中央切断電極２は、より大きな２つの凝固電極３と４０との間に設けられている。絶縁層４は、切断電極２を第１の凝固電極３から隔離し、絶縁層４１は、切断電極２を第２の凝固電極４０から隔離する。切断電極２は、２つの凝固電極を僅かに越えて突き出している。
【００２５】
ユーザが、器具によって組織を切断しようとするときは、ジェネレータは、切断電極２と、２つの電極３及び４０の一方又は両方との相互間に切断ＲＦ信号を印加する。反対に、ユーザが、器具によって組織を凝固させようとするときは、ジェネレータは、２つの凝固電極３及び４０の相互間に凝固ＲＦ信号を印加する。混合ＲＦ信号の印加については、図４に示されたスイッチング回路を参照にして説明される。
【００２６】
図４は、ジェネレータ１０の２本の出力線６０Ｃにそれぞれ接続された入力接続４６及び４７を含む、総じて４５として示されたスイッチング回路を示している。スイッチング回路４５は、３本の出力接続４８、４９、及び５０を有する。出力接続４８は、図３のデバイスの切断電極２に接続される。出力接続４９及び５０は、図３のデバイスの凝固電極３及び４０にそれぞれ接続される。出力接続４８と４９との間に、電子スイッチデバイス５１が接続される。スイッチ５１は、出力線４８と４９との間の接続を迅速につないだり切ったりすることができる。出力接続４９と５０との間には、通常１〜１０ｎＦの値を有するコンデンサ５３が接続される。
【００２７】
混合モードで器具１２を動作させるために、ユーザがペダル１６Ａ又は１６Ｂを作動させると、ジェネレータは、入力接続４６及び４７に対してＲＦ切断信号及びＲＦ凝固信号のバーストを交互に供給する。スイッチデバイス５１は、切断信号を含む信号部分が受信
されたときに、出力接続４８と４９との間に開回路を形成するように開くために、交互ＲＦ信号に同期した形で動作する。したがって、切断ＲＦ信号は、それぞれ出力４８及び５０を通じて切断電極２及び凝固電極４０の相互間に供給される。反対に、凝固電圧を含む信号部分が、入力接続４６及び４７から受信されたときは、スイッチデバイス５１は、出力接続４８と４９とが互いに電気的に通じるように、閉じられる。したがって、混合信号の凝固部分中に、信号は、コンデンサ５３によって間に電位差を提供されている出力接続４９及び５０を通じて２つの凝固電極３及び４０の相互間に供給される。
【００２８】
スイッチングデバイス５１は、図５Ａに示された光結合二重ＦＥＴ構成のようなＡＣオプトリレーを含むことができる。制御回路と出力線との分離を可能にする別のスイッチングデバイスは、図５Ｂに示されるように、分離ドライバを通じて制御されるＡＣブリッジと単一ＭＯＳＦＥＴスイッチとの組み合わせである。
【００２９】
上記の説明は、混合モード信号を制御するジェネレータ１０と、それに同期して開閉するスイッチングデバイス５１とに基づく。しかしながら、これは、必ずしもそうとは限らず、切断ＲＦ信号と凝固ＲＦ信号との間での切り替えを決定するために、スイッチングデバイスがジェネレータを制御することもできる。
【００３０】
図４に示されたようなスイッチング回路４５を考える。スイッチングデバイス５１がその開状態にあるときは、出力接続４８及び５０から切断信号が供給される。スイッチングデバイス５１が閉じると、切断信号は、先ず、コンデンサ５３によって分離されている出力接続４９及び５０の相互間に供給される。これは、ジェネレータによって送られる電流を急速に上昇させ、したがって、ジェネレータ内の電流制限回路は、送られる電力を低減させるように動作し、信号は、凝固のためのＲＦ信号に迅速に変換される。ジェネレータ内の電流制限回路の効果は、スイッチングデバイス５１を閉じることによって、送られる信号を切断信号から凝固信号にほぼ瞬時に変換させることにある。反対に、スイッチングデバイス５１が再び開くと、ジェネレータは、電流制限を停止させ、信号は、再び迅速に切断ＲＦ信号に戻る。このように、スイッチングデバイス５１の開閉は、ジェネレータをその切断モードと凝固モードとの間で切り替えさせ、器具１２の電極に供給される混合信号を生成する。
【００３１】
図６は、ジェネレータ１０が電流制限ジェネレータでない場合又はジェネレータの電流制限特徴の使用が望ましくない場合に用いることができるスイッチング回路の代替の実施形態を示している。図６のスイッチング回路は、図４のスイッチング回路とほぼ同じであり、主な相違は、入力接続４６に直列に、追加のコンデンサ５２が追加されていることである。出力接続４９及び５０から送られる電圧が、ジェネレータ１０の電力出力を低減させることなく凝固に通常使用されるレベルまで分圧されるように、コンデンサ５２は、通常、コンデンサ５３の値の半分の値を有している。このように、スイッチングデバイス５１が開いているときは、出力接続４８及び５０の相互間に切断ＲＦ信号が送られ、スイッチングデバイスが閉じているときは、出力接続４９及び５０の相互間に凝固ＲＦ信号が送られる。
【００３２】
図４において上述された構成と同様に、図６の代替のスイッチング回路のスイッチングデバイス５１も、図５Ａ又は図５Ｂに示されるようなものであってよく、駆動信号は、スイッチングデバイス自体に関連付けられた電力源から、又はその他のジェネレータ機能を制御するジェネレータ内の制御回路から得られる。
【００３３】
図９は、２つのＲＦ電力源回路７４及び７４’が用いられる代替のジェネレータシステムを示している。電力源回路７４は、ＲＦ発振器６０と、それに関連付けられた電力供給及び制御素子を含む。電力源回路は、図２を参照にして説明されたとおりであり、類似の
要素は、図２における場合と同じ参照符号を付されている。第２の電力源回路７４’は、第２のＲＦ発振器６０’を、第２のコントローラ７２’、電力供給６６’、電圧閾値検出器６８’、及びオン時間制御回路７０’とともに含む。図９は、電力源回路７４’を、自身専用のこれらの各ユニットを有するものとして示しているが、それらのうちの特定のもの（電力供給６６’及びコントローラ７２’など）は、電力源回路７４と共有可能であることが適している。電圧閾値検出器６８は、電力源回路７４からの出力接続６０Ｃが、切断ＲＦ波形を有する出力電力信号を提供するように設定され、電圧閾値検出器６８’は、電力源回路７４’からの出力接続６０Ｃ’が、凝固ＲＦ波形を有する出力電力信号を提供するように設定される。第２の発振器６０’は、発振器６０とは異なる周波数で動作する。
【００３４】
電力源回路７４及び７４’の両方に、共通の出力ステージ７３が提供される。電力源回路７４からの出力接続６０Ｃは、出力ステージ７３の入力接続４６及び４７に、そして電力源回路７４’からの出力接続６０Ｃ’は、出力ステージの入力接続４６’及び４７’に、それぞれ接続される。出力ステージ７３内では、入力接続４７及び４７’が、ともに出力接続４９に接続される一方で、入力接続４６は出力接続４８に、入力接続４６’は出力接続５０に接続される。この構成の結果、電力源回路７４からの切断ＲＦ信号は、出力接続４８及び４９の相互間に、したがって、電気手術器具１２上の１つの電力ペアに送られることになる。同時に、電力源回路７４’からの凝固ＲＦ信号は、出力接続４９及び５０の相互間に、したがって、電気手術器具１２上の別の電力ペアに送られる。したがって、電気手術器具１２は、２つの異なる周波数の信号の効果によって、組織の切断及び凝固を同時に行うことができる。既に述べられたように、この利点は、切断信号及び凝固信号が、それらが同時に印加されるにせよ、交互する混合信号の形で印加されるにせよ、電気手術器具の異なる電極ペアに送られることにある。これらの電極の設計は、したがって、それらが組織の切断又は凝固のいずれを意図しているかに応じて最適化することができる。
【００３５】
図１０を参照すると、ジェネレータと器具との更に代替の組み合わせでは、切断に適したＲＦ電力信号及び凝固に適したＲＦ電力信号をそれぞれの出力線６０Ｃ上に生成するために、２つのＲＦ電力発振器６０−１及び６０−２が、共通の電力供給６６によって電力供給され、共通のコントローラ７２によって制御される。これらの信号は、例えば足踏みスイッチなどからの入力にしたがって一方の発振器６０−１又は他方の発振器６０−２からの電力信号を選択するためのスイッチング回路６３に供給され、選択された電力信号は、出力接続８０及び８１に伝送される。混合モードでは、スイッチは、接続８０及び８１の相互間に混合出力電力信号を生成するために、所定のレートで繰り返し動作される。電力発振器６０−１及び６０−２は、異なる周波数で動作され、それぞれの切断信号及び凝固信号は、出力接続８０及び８１上の電力信号を、異なる周波数に同調された同調回路８２−１及び８２−２に供給することによって、所要の電極に供給される。同調回路の出力は、電極線４８、４９及び５０を通じて電気手術器具のそれぞれの電極に結合される。このようにして、発振器６０−１からの切断信号は、切断電極４８及び共通電極４９に供給され、発振器６０−２からの凝固信号は、凝固電極５０及び共通電極４９に供給される。
【００３６】
図１０に示された実施形態では、電気手術ジェネレータと電気手術器具との間の接続は、一般に、出力接続８０及び８１によって提供されるが、ジェネレータと器具との間の回路ブロックの分配は、可変であってよい。
【００３７】
図１１Ａ及び図１１Ｂに、更なる実施形態が示されている。図９の実施形態と同様に、これらの実施形態は、信号ルーティングスイッチすなわちスイッチング回路の必要性を省略している。
【００３８】
図１１を参照すると、（図１０のように）異なる周波数に同調された２つの同調回路８
２−１及び８２−２が提供されている。各回路は、直列共振インダクタ−コンデンサペア８４及び並列共振インダクタ−コンデンサペア８６を有しており、後者は、一方が出力接続４６及び４７に、もう一方が出力接続４６’及び４７’に結合された変圧器である。図１０の実施形態におけるように、各同調回路は、２つの入力を有しており、その一方はジェネレータ出力接続８０に、もう一方はジェネレータ出力接続８１に接続されている。この実施形態では、ジェネレータは、２つの相対する働きをするプッシュプルペア９０Ａ、９０Ｂ及び９１Ａ、９１Ｂとして配置されたＲＦスイッチを含む出力ステージを有する。通常、これらのスイッチは、パワーＭＯＳＦＥＴを含む。各スイッチ９０Ａ、９０Ｂ、９１Ａ、及び９１Ｂは、図に示されるように、ＲＦ駆動信号を受信するドライバ入力９２及び９３に接続され、ＲＦ駆動信号は、切断波形を有する出力を出力接続８０及び８１上に生成するためにはとあるＲＦ周波数にあり、凝固出力を出力接続８０及び８１上に生成するためには異なるＲＦ周波数を有し、これらの周波数は、それぞれ、第１の同調回路８２−１の共振組み合わせ８４及び８６の共振周波数、及びもう一方の同調回路８２−２の対応する共振組み合わせの共振周波数である。上述のように、ジェネレータ出力ステージのＲＦスイッチ９０Ａ、９０Ｂ、９１Ａ、及び９１Ｂは、切断出力又は凝固出力を生成するために、例えば足踏みスイッチ制御などにしたがって駆動されてよい。繰り返すが、加えて、同調出力回路の２つの共振周波数間でＲＦ周波数が絶えず交互するような混合出力が生成されてよい。
【００３９】
図１１Ｂの実施形態は、図１１Ａの変更形態であり、この形態では、ジェネレータ出力ステージは、ＲＦスイッチ９０Ａ及び９０Ｂからなる１つのプッシュプルペアを有し、各同調回路は、一方の入力をスイッチ９０Ａとスイッチ９０Ｂとの間の接点に、そしてもう一方の入力をアースに接続されている。
【００４０】
図１２Ａは、第１の混合信号についての電圧制御エンベロープを示しており、絶えず交互する切断信号エンベロープ３０と凝固信号エンベロープ３１との組み合わせを含む。切断信号のエンベロープ３０は、切断信号の電圧を制限する第１の電圧閾値３２を定め、凝固信号のエンベロープ３１は、凝固信号の電圧を制限する（より低い）電圧閾値３３を定める。切断信号は、５０％のデューティサイクルを提供され、凝固信号は、やはり５０％のデューティサイクルを提供され、複合された混合信号の残りを表している。この出力信号は、組織の切断及び凝固を同時に行う組織効果を生じる。
【００４１】
図１２Ｂは、やはり切断信号エンベロープ３０と凝固信号エンベロープ３１との間で絶えず交互する代替の混合出力信号の電圧制御エンベロープを示している。各エンベロープは、電圧閾値３２及び３３をそれぞれ定めている。しかしながら、この場合の複合出力信号では、切断信号が９０％のデューティサイクルを提供されるのに対し、凝固信号は１０％のデューティサイクルのみを提供される。この出力信号は、図１２Ａの信号よりもより効果的に組織を切断するが、処置されている組織に対する凝固効果は少ない。上述のように、切断信号及び凝固信号に対するデューティサイクルは、必ずしも合計で１００％である必要はなく、信号全体のうち切断部分の起動と凝固部分の起動との間に意図的な空白が残されてよい。
【００４２】
コントローラ７２は、（図２のような出力線が２本の実施形態では）出力線６０Ｃ間で、又は（図４、５、７、９、１０、及び１１）のような出力線が３本の実施形態では）３本の出力線４８、４９、及び５０のうちの任意の２本間で、インピーダンスを測定する。コントローラ７２は、出力線に供給される切断信号と凝固信号との割合を変更するために、測定されたインピーダンスを使用する。例えば、もし測定されたインピーダンスが、閾値より小さいならば（血液又はその他の流体の存在を示す比較的湿った手術野を意味している）、コントローラは、５０％の凝固内容を伴う図１２Ａの波形を信号に提供することができる。反対に、もし測定されたインピーダンスが、閾値より大きいならば（比較的乾
燥した手術野を意味している）、コントローラは、９０％の切断内容を伴う図１２Ｂの波形を信号に提供することができる。これは、手術野が比較的乾燥している間は切断の速度を最も効率的に尚且つ有効にしつつ、出血に直面するや否や凝固内容を増大させることを可能にする。
【００４３】
当業者ならば、図１２Ａ及び図１２Ｂの２つの構成が、切断信号及び凝固信号の有効性のヴァリエーションとして考えられる唯一の選択肢ではないことがわかる。実際は、切断信号及び凝固信号に対し、広範囲の事前設定、又は更には連続的な調整も使用することができる。効果は、手術条件の変化（出血量の増大など）に遭遇したときに、ジェネレータの設定を手動で調整する必要がないことにある。ジェネレータは、負荷インピーダンス又はその他の手術パラメータを測定することによって手術条件の変化を感知し、自動的に出力を調整する。
【００４４】
このような調整は、ジェネレータ出力端末６２に対して示される負荷インピーダンスを表す信号がマーク−スペース比が可変のパルスジェネレータに印加されるような構成を使用することによって、コントローラ７２によって自動的に行われる。図２と合わせて図８Ａ及び図８Ｂを参照すると、除算ステージ５５（図８Ａ）において、信号ＶVによって表される設定出力電圧を、電流検出回路８０（図２）からコントローラ７２に供給される電流を表す信号ＶIで割ることによって、コントローラ７２において、インピーダンスを表す信号ＶZが生成される。このインピーダンス依存信号は、図８Ｂに示されるように、方形波を生成するために、比較器５６において、三角波発生器の出力と比較され、次いで、混合出力の切断部分と凝固部分との切り替えを制御するために、図６のスイッチングデバイス５１に供給される。このように、切断信号と凝固信号との割合は、手術部位において測定されるインピーダンスの上昇及び下降に応じて連続的に調整することができる。これは、手術環境の変化にほぼ瞬時に、そしていかなる場合も外科医又は助手がボタンを手動で押すことによって又は足踏みペダル若しくはその他の入力メカニズムを使用することによってジェネレータの設定を調整する必要がある場合に可能であるよりも大幅に迅速に反応することができる電気手術装置を得る。
【００４５】
図３に戻り、電極２及び３、又は電極３及び４０に交互に供給される混合信号は、必ずしも切断信号と凝固信号との混合である必要はない。場合によっては、混合信号のいずれの構成部分も切断ＲＦ信号であることが可能である。電極３及び電極４０の相互間に供給される切断信号は、電極２及び電極３の相互間に又は電極２及び電極４０の相互間に供給される切断信号よりも、かなり幅広のＲＦ切断を生じると考えられる。したがって、第２のＲＦ信号（電極３及び電極４０の相互間に供給される）と比べて第１のＲＦ信号（電極２及び電極３の相互間に供給される）の量を変化させることによって、測定されたパラメータに応答してＲＦ切断の幅を変化させることができる。
【００４６】
同様に、場合によっては、混合信号のいずれの構成部分も凝固ＲＦ信号であることが可能である。電極３及び電極４０の相互間に供給される凝固信号は、電極２及び電極３の相互間に又は電極２及び電極４０の相互間に供給される凝固信号よりも、かなり幅広のＲＦ損傷を生じると考えられる。したがって、第２のＲＦ信号（電極３及び電極４０の相互間に供給される）と比べて第１のＲＦ信号（電極２及び電極３の相互間に供給される）の量を変化させることによって、測定されたパラメータに応答してＲＦ損傷の幅を変化させることができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図６】
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【図７】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１２Ａ】
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【図１２Ｂ】
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【国際調査報告】
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