(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気外科器具であって、
無線周波数の電力を発生する発生器を含む第１のユニットと、
電極アッセンブリを含み、前記第１のユニットに取り外し可能に連結されて無線周波数の電力が電極アッセンブリに伝達されるようになっている第２のユニットとを備えており、
前記第２のユニットは、前記電極アッセンブリの特性を示す値を有する識別コンデンサを備えており、
前記第１のユニットは、前記第２のユニットが前記第１のユニットに接続された際に前記コンデンサの値を検出する検出手段を備えており、
前記発生器には前記検出手段に応答して前記電極アッセンブリの特性に適合するように発生器の出力を調節する調節手段を備えており、
前記検出手段は、前記第２のユニットが前記第１のユニットに接続された際に前記識別コンデンサとともに共振回路を形成するインダクタンスを含んでおり、
ここで前記共振回路の共振周波数は前記コンデンサの値に依存している、電気外科器具。
【請求項２】
前記検出手段が発振器を有しており、前記発振器は前記インダクタンス及び前記識別コンデンサにより形成される前記共振回路によって定められる周波数で発振する請求項１に記載の電気外科器具。
【請求項３】
前記検出手段が、前記識別コンデンサの複数の異なる値に応答し、
ここで前記調節手段が前記検出手段および識別コンデンサ値の代表値によって与えられる出力信号に従って前記発生器の出力を設定するコントローラを有する、請求項１もしくは２のいずれかに記載の電気外科器具。
【請求項４】
前記コントローラが、前記検出手段の出力信号に応じて、発生器の無線周波出力回路に供給される平均供給電圧を調節するように作動し得る、請求項３に記載の電気外科器具。
【請求項５】
前記発生器が、スイッチモード電源を有し、前記コントローラがこの電源に接続されて、前記検出手段からの出力信号に応じて切り換えられる出力のデューティサイクルを調節するように作動し得る、請求項４に記載の電気外科器具。
【請求項６】
前記第１のユニットが、発生器とコネクタと前記発生器を前記コネクターに接続するためのケーブルとを備え、
このケーブルは、識別コンデンサを検出手段に接続する導電体を含んでおり、
前記第２のユニットが、第１のユニットのコネクタに接続するコネクタを含む電極アッセンブリの形態である、請求項１から５のいずれかに記載の電気外科器具。
【請求項７】
前記第１のユニットのコネクタが、当該器具のハンドピースに組み込まれている、請求項６に記載の電気外科器具。
【請求項８】
前記調節手段が、組織蒸散のための発生器電圧リミットを設定する回路を有しており、ここで該リミットが識別された構成部分の特性に従って決定される、請求項１から７のいずれかに記載の電気外科器具。
【請求項９】
前記検出手段は前記第２のユニットが第１のユニットに接続されたときに前記識別コンデンサとインダクタンスとに共振を発生させる発振器を有し、該発振器は変成器側出力部を有し、該出力部は前記識別コンデンサとは直接接続されていない請求項１の電気外科器具。
【請求項１０】
複数の異なる電極アッセンブリとともに使用するための電気外科用発生器であって、
前記複数の電極アッセンブリそれぞれは電極アッセンブリごとの特性を示すそれぞれに異なる値を有する識別コンデンサをそれぞれ含んでおり、
ここで該発生器は、前記コンデンサの値に応答する検出手段と、該発生器に接続される一つの選択された電極アッセンブリの提示された特性に従って発生器の出力を自動的にセッティングする手段とを備えており、
前記検出手段は、選択された電極アッセンブリそれぞれの識別コンデンサとともに共振回路を形成するように設定されたインダクタンスを備えており、その共振回路の共振周波数はそれぞれのコンデンサの値に依存し
さらに前記検出手段は、前記セッティング手段に供給するための電気的出力信号を発生するように作動し得、ここで該出力信号は共振周波数に依存し、従って選択された電極アッセンブリのコンデンサの値に依存する、電気外科用発生器。
【請求項１１】
前記自動セッティング手段が、少なくとも一つの発生器出力と最大ピーク出力電圧とを設定するように配置されたコントローラを備える、請求項１０に記載の発生器。
【請求項１２】
前記検出手段は前記インダクタンス及び前記識別コンデンサにより形成される前記共振回路によって定められる周波数で発振する発振器を有する請求項１０または１１に記載の発生器。
【請求項１３】
前記検出手段は選択された電極アッセンブリの識別コンデンサと、発生器と電極アッセンブリとの組合わせの一部を形成するインダクタとに共振を発生させる発振器とを有しており、該発振器は変成器側出力部を有し、該出力部は前記識別コンデンサとは直接接続されていない請求項１０に記載の発生器。
【発明の詳細な説明】
本発明は、無線周波電力を発生する発生器（ジェネレータ）、ハンドピースおよび脱着可能な電極アッセンブリを有する電気外科器具に関する。また、本発明は、電気外科器具のハンドピースに取り外し可能に装着する電極アッセンブリに関し、当該器具を組立てる方法および操作する方法に関し、ならびに電気外科用発生器に関する。
無線周波発生器に連結された一つまたは複数の電極を使用して無線周波電流を生体組織に供給し、当該組織を乾燥させ、切断し若しくは蒸散させる外科医術は、上記発生器から上記組織への有効な電力伝達が得られるか、ならびに、コントローラブルな方法で所望される外科的効果を生じさせるかに関連する特有の課題を提起するものである。使用時における電極アッセンブリの電気的特性は、その使用態様、上記組織およびその周辺物質の導電率、ならびに当該アッセンブリそれ自体の性状に応じて顕著に変動し得る。
これらの課題は、一つの電極若しくは複数の電極であってその作用部側を液体中に浸漬した電極を用いて実施した電気外科医術（しばしば「水中電気外科医術（underwater electrosurgery）」と呼ばれている）の場合に特に顕著なものとなる。
一般に、水中電気外科医術は以下のような内視鏡の技法を用いて実施される。すなわち、(1).内視鏡自体が電極を通行させる導管（一般にワーキングチャンネルと呼ばれる）を提供し得る。また、(2).内視鏡はとりわけ都合よく電極を装着するための手段（例えば切除用内視鏡に提供されているようなもの）を包含し得る。また、(3).上記電極は、内視鏡に関連するアングルで隔離したアクセス手段を介して体腔内に導入され得る。この技法は一般に三角法（triangulation）と呼ばれている。これらの技法上のバリエーションは、外科医術の特色に応じてさらに細分し得る。そして、上記技法のいくつかは、特定の体腔内へのアクセスルートを提供するという優れた利点を有している。
組み込まれたワーキングチャンネルを有する内視鏡若しくは切除用内視鏡として特徴付けられる内視鏡は、体腔内へのアクセスが本来の身体開口部を介して行われ得る場合に一般的に用いられる（例えば、子宮の子宮内膜腔へのアクセスを得る子宮頸管や前立腺および膀胱へのアクセスを得る尿道）。子宮内膜腔における使用のために特に設計された内視鏡は、子宮鏡（hysteroscope）と呼ばれている。尿路のための内視鏡は、膀胱鏡、尿道鏡、および、前立腺の経尿道切除若しくは蒸散の過程で使用される切除用内視鏡（それぞれＴＵＲＰ、ＥＶＡＰという）を包含する。内視鏡が通過し得る自然の身体開口部がない場合、上記三角法に係る技法が一般に用いられる。三角法が用いられる一般的な部位は、水中内視鏡外科医術の過程において、膝や肩のような関節腔である。これらの処置において使用される内視鏡は、一般に関節鏡（arthroscope）と呼ばれている。
我々の係属中の公開された欧州特許出願第０７５４４３７号において、本発明者らは電気外科用発生器と食塩水のような導電性液に浸漬された電極とともに作動するように設計された電極アッセンブリとを開示している。その電極アッセンブリは、二つの電極を備えている。すなわち、第一の電極として、被処置組織に接触させるために上記アッセンブリの最先末端部に備えられるアクティブ電極（作用電極）と、第二の電極として、上記作用電極の近位に距離をおいて配置され、且つ、絶縁バリアによってそれから絶縁されたリターン電極（帰路電極）とを備えている。これら電極を食塩水に浸した際、その食塩水は上記アクティブ電極に隣接する組織と当該組織から距離をおいて配置されている近位のリターン電極との間に導電路を提供することとなる。上記電極アッセンブリは、急速作用電力低減回路（rapid-acting power reduction circuit）を包含する発生器によって給電される。この回路が作動すると電気外科的乾燥過程時におけるアクティブ電極での顕著な蒸気形成を防止する。上記発生器によって上記電極アッセンブリに供給される出力電力は、最高出力電圧が前もって設定された閾値に達した際に急速に低減する。その閾値は、急速な暴走（runaway）で電力供給が増大することおよび蒸散が始まる時期にアーチが形成されることを回避することを目的としている。これらは所望される乾燥の代わりに制御不能な組織破壊を招くおそれがある。この作用は特に上記発生器が顕著な出力インピーダンスを有する場合に問題となる。
異なる複数の電極アッセンブリは、異なる電気外科的機能を実現させるために使用され得る。
ＤＥ−Ａ−４３３９０４９号公報は、電気外科器具におけるデバイス類をコードする一般用語（種々の器具においての種々のコンデンサおよび同調された回路の使用ならびにプログラムで作り得るコード化されたデバイスを包含する。）について言及している。特定の回路の詳細は開示されていない。
ＤＥ−Ａ−３４２７５１７号公報には、種々のいわゆる周波数選択性エレメント類の使用について開示されている。それらエレメント類は、種々の細分した若しくは高い周波数の外科用プローブのプラグに収容されており、そのプラグは発電機に接続され得る。その発電機は、上記周波数選択性エレメント類の特徴的な周波数を検知することによって上記プローブを識別するための適切な検知回路構成要素を包含する。上記回路構成の絶縁・隔絶は、複数の光電子工学的絶縁デバイスによって実現される。
本発明の目的は、制御可能な外科的効果を生じ、多目的に使用し得る電気外科器具を提供することである。
本発明の一つの側面として、電気外科器具であって、無線周波数の電力を発生する発生器を含む第１のユニットと、電極アッセンブリを含み、該第１のユニットに取り外し可能に連結されて無線周波数の電力が電極アッセンブリに伝達されるようになっている第２のユニットとを備えており、該第２のユニットは、該電極アッセンブリの特性を示す値を有する識別コンデンサを備えており、該第１のユニットは、該第２のユニットが第１のユニットに接続された際に該コンデンサの該値を検出する検出手段を備えており、該発生器には該検出手段に応答して該電極アッセンブリの特性に適合するように発生器の出力を調節する調節手段を備えており、該検出手段は、該第２のユニットが該第１のユニットに接続された際に該識別コンデンサとともに共振回路を形成するインダクタンスを含んでおり、ここで該共振回路の共振周波数は前記コンデンサの値に依存している電気外科器具を提供する。このように、上記発生器は機械的に構成されて多様な種々の電極アッセンブリに適合し得る。その結果、同じ発生器を種々の電気外科手術に使用し得る。すなわち、術者は、選択された電極アッセンブリに適応させるための発生器セッティングに係る多くの仕事を省くことができる。
このことは、上述および上記係属中の出願書類中に記載しているいわゆる水中電気外科医術の場合において特に有用である。本出願人らは、乾燥を実施する間に供給され得る電力レベルが電極アッセンブリの構造に顕著に依存することを見出した。各々の電極アッセンブリに、当該アッセンブリの蒸散に係る電力閾値等を示す識別要素（コンポーネント）を含ませることによって、当該アッセンブリの当該特性が発生器に伝達され得、結果、無線周波出力がそれに応じて設定され得る。従って、同一の発生器を用いて種々の電極アッセンブリを利用する能力を維持しつつ優れた制御（特に乾燥操作において）を成し遂げることができる。
切断および組織蒸散において、浸漬液の蒸発が要求される。しかしながら、供給する電力レベルを電極アッセンブリにダメージが与えられるほど高くすべきでない。本発明を適用することで、組織の蒸散範囲を限定して電極アッセンブリの定格電力を上回るのを防止するように無線周波の電圧を設定することが可能となる。
上記第一のユニットは、上記発生器、コネクタ（器具ハンドピースに組み込まれ得る）、および当該発生器をコネクタに連結するケーブルを備える。この場合、上記第二のユニットは、電極アッセンブリによって構成され得る。而して、アッセンブリ自体が上記第一のユニットのコネクタと対となるコネクタを有する。このことによって、取り外し可能な機械的インタフェースが提供される。
あるいは、上記第一のユニットは第一のコネクタを有する発生器を備え得る。このとき、上記第二のユニットは上記電極アッセンブリ、第二のコネクタ、および当該第二のコネクタを電極アッセンブリに接続するケーブルを備える。これにより、機械的インタフェースが上記発生器において提供される。この場合、上記電極アッセンブリは取り外し可能に若しくは取り外し不可能な状態で、上記第二のユニットのハンドピースまたはハウジング形成部に装着され得る。
双方の態様において、上記機械的インタフェースは、さらに、当該インタフェースに接続される上記要素に従って上記発生器を制御若しくは調節する手段を提供する。典型的には、そのインタフェースは、特定のプラグとソケットとのコンビネーションを含み得る。このコンビネーションにおいて、上記プラグとソケットは、それぞれ他種のソケットやプラグと一緒に使用し得ないように形成されている。すなわち、種々のプラグとソケットとのコンビネーションが種々の外科的用途のために提供される。例えば、一のコンビネーションが子宮鏡システム用に使用され得たならば、他のコンビネーションは関節鏡システムに使用され得るという具合である。
従って、例えば上記発生器が子宮鏡処置用に設計されたタイプのソケットを有している場合、当該発生器の回路構成は、そのような処置に適応した出力信号をそのソケットに向けて供給するように配置される。他方、上記発生器が関節鏡処置用に設計されたタイプのソケットを有している場合には、その発生器の回路構成は関節鏡処置により適した信号をそのソケットに向けて供給する。似通った一部類の電極アッセンブリが、処置の種類に応じてそれぞれ提供され得、そして上記発生器が構成される。而して、ある一つの種類の処置を行うための電極アッセンブリに備えられた電気的識別要素（コンポーネント）は、上記発生器の出力に対して作用する。その作用は、他の異なる種類の処置を行うための電極アッセンブリに備えられて使用されたときの同種の識別要素からのものとは異なっている。実際には、上記発生器は、ある種の信号を与えるように構成される。その信号は、当該出力信号が供給されるソケットのタイプに従って上記識別要素に対応して調節され得るものである。このようにして、種々の信号出力の利用可能範囲を、単に上記識別要素の値に従って出力調節することによって利用可能となる範囲以上に拡張することができる。
上記見地から好ましい本発明の器具は、上記第一のユニットと第二のユニットとの間の機械的インタフェースを備える器具である。そのインタフェースは、所定の範囲にある種々の形状から選択された相互に適応する形状のプラグとソケットとからなり、結果、そのような相互に適応するプラグおよびソケットの形状を有することで第一のユニットと第二のユニットとを相互に作動可能なものにしている。
さらに、本発明の好ましい電気外科器具は、上記第一のユニットが出力信号を上記第二ユニットに伝える出力コネクタを含んでおり、ここで当該出力コネクタはその形状が当該出力信号が適応する外科分野に特有のものである。上記第二のユニットは、発生器からの出力信号を受信し且つ電極アッセンブリにそれらを供給するための入力コネクタを有しており、ここで当該入力コネクタはその形状が当該電極アッセンブリが適応する外科分野に特有のものである。上記入力コネクタおよび出力コネクタの形状は相互に適応するコンビネーションを形成する。その結果、上記電極アッセンブリおよび発生器は、電極アッセンブリおよび上記コネクタに供給された出力信号が同じ外科分野に適合した場合にのみ相互に作動可能となる。
上記検出手段および調節手段が上記識別要素に応答する仕方は、上述の出力コネクタの形状に依存している。
結果として、電極の形状およびそれぞれの電気外科的出力は、内視鏡のタイプ延いては外科的処置のタイプに応じて最適化される。特定の電極アッセンブリ、上記発生器、および、当該電気外科用発生器と選択された電極アッセンブリとの間のコネクタ手段を備えるシステムは、それぞれ専門とする部分への特徴のあるケーブル／プラグアッセンブリの使用により、関節鏡システム、子宮鏡システム或いは内視鏡泌尿器科系システムに分類され得る。
上記関節鏡用電極は、４ｍｍまでの作業部直径を有する短く（１００〜１４０ｍｍ）かつ硬いことで特徴付けられる。これら電極は、上記三角技法を用いて（カニューレを用いても用いなくてもよい）、刺傷状開口部を介して関節腔内に導入される。処置すべき組織（例えば半月形の軟骨組織）は、一般的に密であり、電気的に高インピーダンスである。出力電力および電圧の設定はいずれも、組織のタイプ、電極のサイズ、および、関節鏡使用者は彼らが通常使用している機械じかけのシェーバーデバイスに相当するスピード効果を得ようとする（シェーバーの刃よりも小さい直径の電極でアクセスを向上させ得るにも関わらず）という事実に基づいている。従って、関節鏡用の電極アッセンブリの設計においては、比較的高出力の仕様を維持し、高インピーダンス組織の急速な脱膨張（debulking）を生じさせ、さらに組織操作（tissue manipulation）を援助し得る人間工学的ハンドピースに接続すること、が要求される。そして、関節鏡システムにおいては、電極アッセンブリ識別の部類は、関節鏡用の電極アッセンブリ識別および上記仕様と外科的技法に従ったセッティングに組み立てられる発生器システムに細分される。
上記子宮鏡用電極は、典型的には１．２７〜２．８６ｍｍ（４〜９Ｆｒ）の範囲にある作業部直径を有する長く（３５０〜４００ｍｍ）かつフレキシブル若しくはいくぶん硬いことで特徴付けられる。これら電極は、ワーキングチャンネルを介して導入される。組織は、関節鏡による外科処置の過程で遭遇する組織よりも一般に管系（vascular）である。そして、子宮における意図しない穿孔は重大な問題を意味する。従って、良好な乾燥能を有する電極を使用し、関節鏡処置の過程における通常の状態よりもより的確な当該電極または子宮鏡の移動を行使するよりコントロールされた仕様を維持することが所望される。電極アッセンブリから発生器へのインタフェースは真正な「ハンドピース」を必要とせず、単にコネクタ手段を構成するに過ぎない。そこで、この子宮鏡システムにおいて、電極識別の部類は、子宮鏡用電極識別および上記仕様と外科的技法に従ったセッティングに組み立てられる発生器システムに別様で細分される。
内視鏡泌尿器科系処置に関して二つの主要な電極形状がある。すなわち：(1).膀胱鏡／尿道鏡用電極、および、(2).切除用内視鏡用電極である。前記は、子宮鏡用電極に非常に似通った特徴を有しており、泌尿器科系内視鏡のワーキングチャンネルを介して導入される。切除用内視鏡用電極は、たいへん異なったやり方で導入される。即ち、当該電極は、尿道を経て導入されるワーキングシース（鞘）を介して組み立て器具を挿入する以前に内視鏡上に装着しておく。上記電極の基部寄りの端部は、トリガーアッセンブリおよび切除用内視鏡の電気的接触部分に接続される。この方法によれば、電極は、トリガー機構を作動させることによって限定された移動範囲において後方および前方へ動かし得る。上記電極が導入前に組み立てられるので、そのチップのサイズはワーキングチャンネルの寸法に束縛されず、むしろ上記ワーキングシースに左右される。そのワーキングシースの直径は１０ｍｍまでの範囲で変動し得る。この直径のある部分は電極に至る支持ワイヤによって占有され、それは一般的には、内視鏡の像に関連して、下向きの角度で上記ワーキングチップに向けて曲げられている。その結果、それらワイヤは視覚化もその操作性も妨げない。それでもなお、典型的なローラー電極は、幅が３〜４ｍｍそして直径が２〜３ｍｍである。このサイズは２０〜３０グラムの前立腺組織を除去し得るのに必要である。上記組織は繊維状及び腺性要素の混合体であってコンシステンシーが変化しやすい（その領域はすなわち管系である）。従って、同時期の乾燥および蒸散の組合せ効果が望まれる。ローラー形状の泌尿器科系用電極には高電力高電圧の発生器出力が要求される。従って、上記泌尿器科系システムにおいて、電極識別の部類は、泌尿器科系用電極アッセンブリ識別に係るさらなるグループおよび上記仕様と外科的技法に従ったセッティングに組み立てられるシステムとに細分される。
上記水中外科上の特質に対しての電極アッセンブリ識別の区分に加えて、上記電極からなるチップに限定される食塩水作業環境中で作動するよう設計された電極のため、さらに発生器セッティングの細分が包含され得る。この電極アッセンブリのデザインそれ自体、外科的処置法における上記システムの多様性を顕著に高める（開放下で実施した場合およびガス膨満下で実施した場合のいずれも含む）。前者は組織のかたまりの体積減少（debulk）、切開若しくは凝固のための直接視法下で実施され得る。あるいは三角法的内視鏡アプローチによっても実施され得る。例えば、脊椎の椎間板ヘルニア形成を除去する目的または洞（sinuses）から罹病した組織取り除く目的に実施される（いわゆる機能性内視鏡洞外科医術（functional endoscopic sinus surgery））。ガス膨満技法の典型例には腹腔鏡および胃腸の内視鏡外科医術が包含される。従って、電極識別の部類は、さらに食塩水にアシストされる電極識別に係るさらなるグループおよび上記仕様と外科的技法に従ったセッティングに組み立てられるシステムとに細分される。
本発明に係る上述のバリエーションにおいて、器具全体の様相を述べた。次に本発明の他の側面を紹介する。なお、上述のバリエーションが同様に適用されることは当業者に理解されることである。
本発明の第二の側面に基づいて、電気外科器具のための電極アッセンブリであって、この電極アッセンブリは、少なくとも一つの電極と、該器具の別の部位に電極アッセンブリを取り外し可能に装着する装着手段と、該器具の他の部位におけるコンタクトと接続するための複数のコンタクトであって、電極アッセンブリと該他の部位との間に無線周波電気外科用電流を伝えるための一対のコンタクトを含む複数のコンタクトと、該電極アッセンブリを示し、該器具の該他の部位に連なる検出手段に作用するように配置されている識別コンデンサであって、無線周波電気外科用電流を伝達するためのコンタクトの一つと電極アッセンブリにある第３のコンタクトとの間に接続されている識別コンデンサとを備える、電気外科器具のための電極アッセンブリが提供される。
上記識別コンデンサの値は上記アッセンブリについての電力レベル閾値に応じて典型的には１５ｐＦ〜１μＦの範囲で電極アッセンブリ間で変動する。液体に浸漬して使用するつもりの電極アッセンブリの場合、閾値は蒸散が自然に生じるとき（好ましくは電力閾値の増大に伴って静電容量（キャパシタンス）の値が増大するとき）のそれである。
好ましいバイポーラ（双極）器具において、典型的には３つのコンタクトがある。すなわち、無線周波電流の伝導のための２つと電極アッセンブリの識別のための１つである。単一の識別コンタクトの配置は、このシステムで用いる数多くの異なる識別パラメータ値に依存して、３つまたはそれ以上の異なる電極アッセンブリの識別を可能にする。そして、発生器の検出手段が区別し得る。
上記発生器に関しての本発明の第三の側面は、複数の異なる電極アッセンブリと使用するための電気外科用発生器であって、該複数の電極アッセンブリそれぞれは電極アッセンブリごとの特性を示すそれぞれに異なる値を有する識別コンデンサをそれぞれ含んでおり、ここで該発生器は、該コンデンサの値に応答する検出手段と、該発生器に接続される一つの選択された電極アッセンブリの提示された特性に従って発生器の出力を自動的にセッティングする手段とを備えており、その検出手段は、選択された電極アッセンブリそれぞれの識別コンデンサとともに共振回路を形成するように設定された静電容量を備えており、その共振回路の共振周波数は選択された電極アッセンブリに対応するコンデンサの値に依存しており、さらに該検出手段は、該セッティング手段に供給するための電気的出力信号を発生するように作動し得、ここで該出力信号は共振周波数に依存しており、および選択された電極アッセンブリのコンデンサの値に依存している、電気外科用発生器である。
上記検出手段は発振デバイス（例えば適切に接続されたトランジスタ）を上記共振回路（自励発振回路の一部を構成する）とともに含み得る。その結果、発振周波数が当該共振回路の共振周波数として決定される。この場合、発振周波数が上記電極アッセンブリの特性を示すものとなる。
あるいは、上記検出手段は、可変内部インダクタンスを含み得る。これは種々のインダクタンスの値をスイッチングする手段、すなわち、予め決められた固定周波数が検知されたときに共振する組合せが得られるまで当該インダクタンスの値を変化させる手段をともなう。
上記検出手段におけるインダクタンスは、分離形変成器の第一の巻線を含み得る。この巻線は、コネクタ若しくは器具ハンドピースにおける一組のコンタクトの間に接続される。このとき、当該一組のコンタクトは上記識別コンデンサによって架橋されている電極アッセンブリ上のコンタクトに係合されている。而して、発生器に電極が連結されたときには上記共振回路を形成する。上記変成器の第二の巻線は、好ましくは、発振器の一部を形成する。典型的には、上記発振デバイスにフィードバックを与える検出巻線の形態で形成される。上記変成器は、第三番目としての励起巻線を上記発振回路の出力側に連結して有し得る。あるいは、第二の変成器が提供され得る。これには、第一の巻線と第二の巻線が含まれており、その第一の巻線は励起巻線として作用させるために上記発振デバイスの出力側に接続されており、その第二の巻線は電極アッセンブリが発生器に接続されたときに形成される共振回路に直列で連結されている。この場合、二つの変成器巻線（各変成器からの一つずつ）は、上記インダクタンスを構成する。
上述のアクティブ電極およびリターン電極を有する一つの電極アッセンブリにおいて、当該電極アッセンブリ識別機能は三つの電気的コンタクトとともに発揮され得る。すなわち、アクティブ電極を一つのコンタクトと接続し、リターン電極を他の一つのコンタクトと接続し、そしてコンデンサを三つ目のコンタクトに接続することによって達成され得る。このとき、コンデンサのもう一方の端部は電極に与えられた上記コンタクトのうちの一つに接続される。そのコンデンサは極めて小さくし得、そしてコンタクトハウジング中の上記コンタクトの末端に速やかに装着され得る。そして、代わる代わる発生器に接続されるコネクタまたはハンドピースの表面または内部で受信するように形成されている。
発生器において、上記検出手段は、コントローラとしての調節手段に連結され得る。このコントローラは検出手段および識別特性の代表値によって与えられた出力信号に従って発生器の出力電力を設定するために配置される。このコントローラは好ましくは平均供給電圧を調節するために作動可能である。なお、ここでの平均供給電圧は上記検出手段出力信号に応答して無線周波出力回路（ここでは電力発振器）に供給される。モード切換パワーサプライ（電源）を含む発生器の場合、上記コントローラは当該パワーサプライに連結され、そして上記検出手段出力信号に応答して切り換えられたパワーサプライの出力のデューティサイクルを調節するために配置される。
本発明は上記発生器が器具ハンドピースから離隔されているか或いは当該ハンドピース内に組み込まれた器具にも適用可能である。検出手段は、発生器がハンドピース内にあるか否かに関わらず、当該ハンドピースに組み込まれ得る。
本発明の第四の側面において、電気外科器具を組み立てて操作する方法であって：無線周波電力を発生する電気外科用発生器を含む第１のユニットを供給する工程であって、該発生器がインダクタンスを有する検出回路を含むものである工程；異なる種類の電極アッセンブリを備える複数の第２のユニットを供給する工程であって、ここで該電極アッセンブリは、第１のユニットに取り外し可能に装着される手段と、それぞれの電極アッセンブリの特性を示す値を有する識別コンデンサを有しており、該コンデンサは該第二のユニットを第一のユニットに装着した際にインダクタンスとともに共振回路を形成するように配置するものである工程；上記複数の第２のユニットから一つを選択し、それを上記第１のユニットに装着する工程；および上記第１のユニットにおいて、上記共振回路の共振周波数を検出することによって上記コンデンサの値を検出し、そして、選択した第二のユニットの電極アッセンブリの特性に適応させるために該検出に応答して自動的に発生器の出力を調節する工程；を包含する方法が提供される。
本発明の第五の側面として、電気外科器具の組立用キットであって、無線周波電気外科用電圧を発生する電気外科用発生器を含む第１のユニットと、異なる種類の電極アッセンブリを含む複数の異なる第２のユニットとを備え、各第２のユニットは、第１のユニットに装着する手段を含んでおり、ここで各第２のユニットは、所定の静電容量値の範囲と各電極アッセンブリの特性を示す値とから選択された値を有する識別コンデンサを有しており、第１のユニットは、第２のユニットが第１のユニットに装着されたとき示される静電容量を検出する検出手段を備えており、その検出手段は、該コンデンサと共振回路を形成するためのインダクタンスを含んでおり、ここで該発生器には、検出手段に応答して発生器の出力を調節する調節手段を備えており、それによって、上記検出された共振回路の共振周波数に従って第２のユニットが選択的にハウジングに装着された際に発生器の出力が第２のユニットの電極アッセンブリの他と異なる特性に適合させるように自動的に調節されるようになるキットを本発明は包含する。
本発明の実施例が図面を参照して説明される。図面において、
図１は、泌尿器科系処置用、特に膀胱鏡処置用の電気外科器具の線図であって、電極アッセンブリ及びハンドピースが部分断面図で示されるとともに、発生器がブロック図で示された図である。
図１Ａは、図１における電極アッセンブリの末端部の詳細図であって、一部を縦断面で示した図である。
図２は、電極アッセンブリ及び図１の発生器の一部を構成する識別回路の電気回路図である。
図３は、電極アッセンブリ及び別の識別回路を示す電気回路図である。
図４は、子宮鏡処置用の電気外科器具の電極アッセンブリ及びコネクターユニットの側面図であって、電極アッセンブリ及びコネクターユニットが相互連結される前の状態を示す図である。
図５は、関節鏡処置用の電気外科器具の電極アッセンブリ及びハンドピースの部分断面側面図である。
図６Ａ、６Ｂ及び６Ｃは、それぞれ図１、４及び５の膀胱鏡処置用の器具、子宮鏡処置用の器具及び関節鏡処置用の器具の電極アッセンブリの部分側面図であって、それらのアッセンブリのプラグ部の差異を示す図である。
図１及び図１Ａを参照する。本発明による電気外科器具は無線周波出力を発生するためのジェネレータ１０、ペンシルグリップ式のハンドピース１２及び着脱可能な電極アッセンブリ１４を有する。ハンドピース１２は図１に部分断面で示されている。電極アッセンブリ１４は図１にハンドピース１２から外された状態、かつその位置をハンドピースの孔１６に整列させた状態で示されている。なお、ハンドピースの孔１６には電極アッセンブリ１４のプラグブ１８が挿入される。本発明のこの実施例においては、図示されているように、ジェネレータ１０はハンドピース１２から分離されており、両者はケーブル２０及び出力コネクタ２１によって接続されている。
図１においては、電極アッセンブリ１４の末端部は示されていないが、これは図１Ａにおいて拡大して示されている。アッセンブリはシャフト２２を有する。シャフト２２は絶縁シース２２Ｓで被覆された導電チューブ２２Ｔである。シャフト２２の末端には、露出された状態の中心組織接触部すなわちアクティブ電極２４が設けられている。これは金属ワイヤに接続された半球状の金属チップである。金属ワイヤは中心導電体２６であり、シャフト全長を通って延び、アッセンブリ１４の基端部におけるプラグ部１８の第１コンタクト２８Ａに至る。中心電極２４は絶縁スリーブ３０で被覆されており、そのスリーブの末端部はアクティブ電極２４の露出部の基端部で切除されている。スリーブ１６は同軸状のリターン電極３２で被覆されている。この電極は金属チューブであり、シャフト２２を構成している金属製のチューブ２２Ｔに対して電気的及び機械的に一体化されている。リターン電極３２は電極アッセンブリ１４のプラグ部１８において第２コンタクト２８Ｂに接続されている。それがアクティブ電極２４に対して半径方向及び軸方向の双方向に離間されるように、リターン電極３２はその端部がスリーブ３０の端部の手前に位置するように設定されている。通常の状態では、アクティブ電極２４のみが処置対象の組織に接触し、リターン電極３２は食塩水等の導電性溶液に浸漬され、アクティブ電極２４を取り囲んでいる組織とリターン電極３２との間に導電経路が形成されている。
電極アッセンブリのプラグ部１８はプラスチック製のハウジング３３に固定されている。ハウジング３３はシャフト２２も支持している。このハウジングはプラグ部１８を軸方向に取り囲んでいるボス３３Ｂ、及び横方向に突出しているキー部３３Ｋを有する。そして、ハウジング３３は回転可能な差し込みリング３１によってハンドピース１２に固定されている。
ハウジング３３は別体の受動的電気要素を有する。この要素は小型のコンデンサ３４であり、その一方の端子は導電性のチューブ２２Ｔに接続され、その他方の端子はハウジングのキー部３３Ｋの基端面で露出された第３コンタクトを形成している。
電極アッセンブリ１４がハンドピース１２に取り付けられるときには、プラグ部１８が孔１６を通じてインナーハウジング３５内に挿入される。インナーハウジング３５は電極アッセンブリのプラグ部１８のコンタクト２８Ａ，２８Ｂに係合可能に配置されたバネコンタクト３６Ａ，３６Ｂを有する。孔１６には凹部が形成されるとともにバネで付勢された第３コンタクト３３Ｃ（３６Ｃ？）が設けられている。凹部は電極アッセンブリのハウジング３３のボス３３Ｂ及びキー部３３Ｋの外形に適合するように形成されている。また、第３コンタクト３３Ｃは凹部３７内に配置され、コンデンサ３４の露出された端子に係合可能に設定されている。
三つのコンタクト３６Ａから３６Ｃは、ハンドピース１２内において、ケーブル２０の導電体３８Ａ，３８Ｂ，３８Ｃにそれぞれ接続される。この実施例においては、ケーブル２０はハンドピース本体内に設けられるプッシュボタン式のスイッチ３９に接続するための二つの導電体（図示せず）をさらに有する。
いくつかの異なる電極アッセンブリを使用することも可能である。それらはいずれもプラグ部１８及びハンドピース１２に適合するハウジング３３を有するとともに識別エレメント（コンデンサ３４）を有する。識別エレメントの値（容量）はそれぞれの電極アッセンブリに特有であり、コンタクト２８Ａとコンデンサ３４の露出された端子との間の静電容量（キャパシタンス）によってそれぞれの電極アッセンブリを識別できる。
ケーブル２０は発生器の出力コネクターアッセンブリ２１によって発生器１０に接続されている。出力コネクターアッセンブリ２１は発生器の出力が適用される外科処置の種類（この実施例では泌尿器科系処置）によって異なる。
図１に示される発生器１０の構成部材を参照する。無線周波（RF）出力発振器（ＲＦオシレータ）４０は一対の出力ターミナル４０Ｃを有する。それぞれのターミナル４０Ｃはコネクタ２１によってケーブル２０の導電体３８Ａ，３８Ｂに連結され、電極アッセンブリ１４のアクティブ電極２４及びリターン電極３２に連結される。出力は発振器４０に連結されたスイッチモード電源（パワーサプライ）４２によって発振器４０に供給される。好ましい実施例においては、発振器４０は約４００kHzで作動されるが、３００kHzから高周波（ＨＦ）までの周波数帯域が使用できる。スイッチモード電源は基本的には２５から５０kHzの周波数で作動する。出力ターミナル４０Ｃには電圧閾値検出器４４が並列に接続されている。この検出器はスイッチモード電源４２に連結された第１出力部４４Ａと、制御回路のオンタイム制御部４６に接続された第２出力部４４Ｂとを有する。また、制御回路のコントローラ部４８が電源４２の制御入力端子４２Ａ及び電圧閾値検出器４４の閾設定入力端子４４Ｃに接続されている。なお、コントローラ４８は好ましくはオペレータコントロール及びディスプレイ（図示せず）に連結されたマイクロプロセッサコントローラである。
「オン」タイム制御回路４６はＲＦ発振器（ＲＦオシレータ）４０に接続されており、無線周波振動の各サイクルにおいて発振器４０の振動出力デバイスの伝導周期を制御し、それによって、電極アッセンブリ１４に供給される出力を制御する。
発生器１０は電極識別回路５０も有する。この回路はハンドピース１２のコンタクト３６Ｂ，３６Ｃにそれぞれ接続された入力端子５０Ａ，５０Ｂを有する。これによって、電極アッセンブリ内のコンデンサ３４は、ハンドピース１２に取り付けられたときに、電極識別回路５０の入力に対して並列に接続されることになる。この回路５０はコントローラ４８の入力部に連結された出力部５０Ｃを有する。
操作について説明する。ハンドピース１２に設けられている操作スイッチ３９の一つを操作している外科医によって電気外科処置に必要な出力が指示されると、コントローラ４８がスイッチモード電源４２から発振器４０に供給されるべき出力を指示する。出力電圧の閾値は発生器１０のフロントパネル（図示せず）のコントロールセッティングによって入力端子４４Ｃを通じて設定される。基本的には、乾燥用には、閾値は１５０Ｖから２００Ｖの間の乾燥閾値において設定される。切断及び蒸散出力が必要とされる場合には、閾値は２５０Ｖから６００Ｖの範囲内の値に設定され、その値は電極アッセンブリ１４のコンデンサ３４の容量に依存し、電極識別回路５０によって生成されて出力部５０Ｃから出力される出力信号に対応する。上記のように設定された電圧値はピーク値である。それらがピーク値であるという事実は、少なくとも乾燥用としては、電圧が所定の値にクランプされる前に最大出力を与えるために、低波高率の出力無線周波波形を有することが望ましいことを意味する。基本的には、１．５又はそれより小さい波高率が達成される。
発生器が最初に起動されるとき、制御回路の「オン」タイム制御部４６に接続されている発振器４０のコントロール入力４０Ｉの状態は「オン」であり、発振器４０の振動部材を形成する電極スイッチングデバイスが各振動サイクル中の最大伝導周期用に切り替えられる。電極アッセンブリ１４に伝達される電力は、スイッチモード電源４２からＲＦ発振器４０に供給された供給電圧に一部依存するとともに負荷インピーダンスに一部依存する。スイッチモード電源４２は供給電圧を発生する。この電圧はコントローラ４８によってその入力端子４２Ａにおいて供給された「出力」信号に依存し、ひいては、フロントパネルセッティング及び選択された電極アッセンブリ１４のコンデンサ３４の容量に依存する。
スイッチモード電源４２によって発振器４０に供給された供給電圧が十分に高い値である場合には、電極２４，３２を取り囲む液体媒体の温度は相当程度まで上昇し、液体が蒸発し、負荷インピーダンスが急上昇し、それに伴って発振器４０の端子４０Ｃに供給される出力電圧が急上昇する。乾燥用の出力が必要とされる場合には、これは好ましくない事態である。このため、乾燥用の出力の閾値電圧が設定され、閾値に達したときに、「オン」タイム制御回路４６及びスイッチモード電源４２に供給されるべきトリガー信号が出される。「オン」タイム制御回路４６はＲＦ発振器スイッチングデバイスの「オン」タイムを事実上同時に減少させる効果を有する。そして、同時に、スイッチモード電源は検出器４４の出力部４４Ａを通じて不作動状態にされ、発振器４０に供給される電圧は降下する。
その後、発振器４０の個々のサイクルの「オン」タイムは漸次増大する。これは、出力電圧閾値が再度突破され、「オン」タイムの同時減少が再発生するまで続く。供給電圧が減少すると、発振器の「オン」タイムが減少する期間が所定の供給出力電圧用に短縮され得るため、必要に応じて、上記と同様にして出力を同時減少させることができる。このプロセスを達成する方法は上記の英国特許第9512888.0に記載されている。
出力電圧を十分に急速かつ十分な程度まで動的に制御して伝達された出力を乾燥に適したレベルに維持するための制御回路４６，４８の作用は組織切断又は蒸散のモードにおいても利用できる。ただし、出力電圧を動的に制限して電極焼けや組織の蒸散過多を防止するために異なる閾値電圧が設定される。後者の場合においては、電圧制限はコンデンサ３４の容量に基づいて２５０Ｖから６００Ｖの間に設定することができる（図１）。
ＲＦ発振器４０の初期出力レベル及び蒸散モードにおける閾値電圧はいずれも、電極識別回路５０及びコントローラ４８内の調節手段を使用して、電極アセンブリ１４内のコンデンサ３４の容量に応じて調節することが可能である。したがって、乾燥モードにおける電圧超過及びそれに起因して発生する望ましくない蒸散が容易に回避できる。これは切断及び蒸散に先立って血管を乾燥閉鎖する場合に特に有用である。同様に、蒸散モードにおいては、基本出力レベルを電極アッセンブリに基づいて自動的に設定して、蒸散させるのに必要な最小レベルの出力が供給されるようにすることができる。また、蒸散モードにおいては、最大電圧レベルを設定して、ハンドピースに連結された特定の電極アッセンブリによって生成される蒸気ポケット（vapor pocket）の寸法を決定することができる。蒸気ポケットの寸法が決まると、電極に隣接している除去される組織の量も決まる。しかしながら、操作電圧が高くなると、アクティブ電極の温度も高くなる。このため、貴金属で形成されているアクティブ電極は質の低い材料で形成されているものに比べて高い電圧に対する耐性を有する。このような場合には、電極は過度に腐食または溶融されてしまうので、これを防止するために、コンデンサ３４を使用して蒸散モードにおける電圧閾値検出器の設定することができる。
発振器の出力レベルの調節に関して、コンデンサ３４が電極アッセンブリのアイデンティティ、つまり、適正な出力レベルをそれぞれの電極アッセンブリ１４のための発生器に伝達するのに使用される。発生器は一般的には２００ワットの最大出力レベルを有し、このアッセンブリでの蒸散に必要な最小出力レベルは３０ワット程度である。出力レベルをおよその対数区分に対応させて異なる電極アッセンブリに適合させるためには、異なる容量のコンデンサを用いて３０，４５，７０，１００及び１５０ワット等の出力レベルに対応させることができる。他の対数区分は３０，４２，５８，８０，１１０及び１５０ワットである。１５pFから１μFの間の容量を有するコンデンサを使用してこれらの出力レベルを示すことができる。これらの値が出力閾値に対応するならば、コントローラを操作することによって、乾燥モード用としては、出力レベルがそれぞれの値を若干下回る出力となるように設定され、蒸散モード用としては、逆に若干上回る出力に設定される。
蒸散のための電圧最大値も、必要とあらば、さらなるコンデンサ値（容量）を利用し、もしくは電極アッセンブリ内の第２の識別エレメントと、ケーブル２０内の第４の組のコンタクトと付加的な導体とを含むことによって、伝送することができる。
電極アッセンブリの公称定格電圧が高ければ高いほどコンデンサ３４の容量が大きくなる。これにより、発生器が安全のために最小の電力及び電圧設定に対してデフォルトして、本器具の電極識別部が機能停止し得る。
ハンドピースに付設された電極アッセンブリに応じた公称電力出力レベルを設定することの一つの利点は、電極が処置すべき組織に最初に適用された時に、供給電力が公称レベルまで徐々に増加するのではなく即座に公称レベルで供給されるということである。別の面から見ると、外科医は、電極が損傷し或いは組織の望ましくない破壊を生じる危険性が著しく減少した状態で、必要な電力レベルを最初から加えることができる。
次に、図２及び図３を参照して電極識別回路をさらに詳細に説明する。
電極識別回路５０は低インピーダンス出力部５２Ａを有する演算増幅器５２を中心としており、低インピーダンス出力部５２Ａは分離形変成器５４の励起一次巻線５４Ａをドライブする。変成器５４の二次巻線５４Ｓは回路５０の入力リード線５０Ａと５０Ｂとの間に接続されており、この巻線５４Ｓと電極アッセンブリのコンデンサ３４とが並列共振回路を形成するようになっている。この共振回路の共振周波数は、コンデンサ３４の容量に依存するが、一般に２ｋＨｚ〜１５０ｋＨｚの範囲内にある。
また、変成器５４は一方の側ＡＣアースと演算増幅器５２の反転入力５２Ｉとの間に接続されたセンス巻線（検出巻線）５４Ｂを有して、この変成器からのフィードバック経路を提供している。この巻線５４Ｂは共振二次巻線５４Ｓを経て励起巻線５４Ａに有効に接続されているので、共振回路の存在によって演算増幅器５２の方形波出力の調波を大幅にフィルタリングできる。
センス巻線５４Ｂの両端に対向する複数点で接続されたクランプダイオードＤ１及びＤ２は、コンデンサＣ３と抵抗器Ｒ４と協働して、励起巻線出力に対する９０°の位相遅れを生じさせる位相シフトネットワークを提供する。これらのダイオードはまた導体３８Ａ及び３８Ｂを介して加えられる発生器無線周波数出力から受ける過剰無線周波数電圧に対する保護を提供する。
変成器５４のこれら３つの巻線５４Ａ、５４Ｂ及び５４Ｓは中心に螺入された鉄粉コア５４Ｃを有する三セクションボビンに巻かれており、この鉄粉コア５４Ｃの材料はキューリー点が高く、従って熱的ドリフトが小さいことの理由で選択されたものである。これに代えて、コア５４Ｃは、例えば共振巻線５４Ｓの端部間の既知の静電容量のスイッチングによる熱的ドリフトの補償を可能とする、校正参照に関連する比較的大きなＡ１値を有するフェライト材料で形成してもよい。
変成器５４の共振二次巻線５４Ｓと他の巻線５４Ａ，５４Ｂとの間の結合性は無線周波数フィードバックを制限するために比較的低くなっている。一般に、漏れインダクタンスは３ｍＨの範囲にある。
以上のことから、演算増幅器５２は二次巻線５４Ｓ及びコンデンサ３４によって構成される共振回路の共振周波数で発振する発振器として機能することが理解されるであろう。演算増幅器５２によって生じた出力信号はバッファ増幅器５６で増幅されて出力端子５０Ｃに入力され、そこからコントローラ４８（図１参照）に供給される。コントローラ４８は、電極アッセンブリの識別が得られる発振周波数あるいは、それと同等な測定値を決定するためのカウンタを有している。
安全性についての特徴として、コントローラ４８はいずれかの電極アッセンブリがハンドピース１２に接続されているかどうかを識別回路５０の出力から定めるための手段を有している。この場合には回路５０の発振周波数は所定の範囲（本実施例では１５０ＫＨｚよりも高い）の外にあり、調節手段が電極アッセンブリが接続されていないことを示す信号を発生して、ハンドピース１２への無線周波数出力が禁止される。
図３に示した別の実施例において、電極識別回路５０は２つの分離形変成器６０及び６２を有しており、演算増幅器出力５２Ａに接続された一方の励起巻線６０Ａと演算増幅器の非反転入力５２Ｉに接続された他方のセンス巻線（検出巻線）６２Ａとの間の磁気的カップリングを回避している。これら２つの変成器の二次巻線６０Ｓ及び６２Ｓは直列で接続されており、これらを組み合わせたインダクタンスは電極アッセンブリコンデンサ３４に対する並列共振回路を形成している。図２の回路と比較して、二重変成器配置の結果として磁気カップリングがなくなっていることで、発振器のフィードバックループへの調波の伝送が減少している。つまり、励起巻線６０Ａに供給されるエネルギーは全てフィルタリングされ、このフィルタリングされたエネルギーだけがセンス巻線６２Ａに到達する。
本実施例においては、演算増幅器５２を（例えば電極アッセンブリやハンドピースの誤用や絶縁不良による）第三の導体５０Ｂへの不慮の無線周波数入力からクランプし保護するために、２つの付加的なダイオードＤ３及びＤ４を利用している。
図３の識別回路は他の点では図２の回路に対応している。
以上の詳細な説明において我々は泌尿器科系処置用、特に膀胱鏡処置用に意図された電気外科器具の例を用いた。本発明は例えば子宮鏡や関節鏡処置のような他の分野の電気外科器具にも同様に適用できる。
子宮鏡処置用途の器具の要素が図４に示してある。この場合、電極アッセンブリ１４（図１Ａに示したものと同様な電極構造を持つものであっても良い）は図１の泌尿器器具の対応する要素と非常によく似たプラグ部１８とハウジング３３とを有している。その泌尿器科系器具におけると同様、コンデンサ３４（ここでは点線で示してある）はハウジング３３の側方突出キー部３３Ｋ内に位置しており、ケーブル２０に取り付けられたコネクタユニット７０内の、図１のコンタクト３６Ｃと同様なばね付勢されたコンタクトと接触している。
コネクタユニット７０は一般に内視鏡（図示しない）の外側に取り付けられている。
図５を参照すると、関節鏡器具は組織の処置の補助のために人間工学的に設計されたハンドピース１２を有している。このハンドピース１２と電極アッセンブリ１４との相互結合については、これらの要素は図１の泌尿器科系器具を参照して説明した特徴と同様な特徴を有している。
図１、図４及び図５に示された器具の電極アッセンブリ１４、ハンドピース１２及びコネクタユニット７０を比較すると分かるように、それらのプラグ部１８は長さが違っている。各々の場合において、レセプタクル３５は対応する電極アッセンブリのプラグ部１８の長さに応じて配置された、プラグ部１８のコンタクト２８Ａ及び２８Ｂと係合するための、コンタクト３６Ａ及び３６Ｂを有している。これらの相違はそれぞれ泌尿器科系鏡、子宮鏡及び関節鏡処置用電極アッセンブリを示す図６Ａ、図６Ｂ及び図６Ｃにおいてより明瞭に示されている。これら三つの図の全てにおいて、コンデンサ３４の端子と係合するためのばね付勢されたコンタクト３６Ｃがまた示されている。さらに、図６Ａ、図６Ｂ及び図６Ｃにはストッパ７４が概略で示してある。このストッパはプラグ部１８の挿入を制限するためのものであり、実用的には、一般にレセプタクル３５に横方向のドエル（dowel）を設けることで、これらの器具に設置されている。
プラグユニット１８の端部のコンタクト２８Ａ及び絶縁スペーサ２９の長さｃ及びｂは全ての実施例において同じになっているけれども、ハウジング３３と絶縁スペーサ２９との間の距離ａは各場合で異なっていることに気付くであろう。各特定のグループ内の全ての電極アッセンブリは同じ寸法に保たれる。つまり、図６Ａ、図６Ｂ及び図６Ｃに示すように泌尿器科系処置のための電極アッセンブリは全て比較的長いプラグ部１８を、また子宮鏡処置のための電極アッセンブリは全て短いプラグ部１８を有しており、一方、関節鏡処置のための電極アッセンブリは全て中間長さのプラグ部１８を有している。結局、各電極アッセンブリは同じ特定グループのためのハンドピース１２もしくはコネクタユニット７０とともにのみ利用できる。電極アッセンブリとハンドピースもしくはコネクタユニットとの間の機械的インタフェースにミスマッチがあると、コンタクト２８Ａ及び２８Ｂの一方もしくは両方がハンドピースもしくはコネクタユニットの対応するコンタクトと接触できなくなるか、ばね付勢されたコンタクト３６Ｃがハウジング３３内の識別コンデンサ３４と係合できないかのいずれかとなるので、電気外科電力は発生器から電極へ供給できない。
コネクタ２１（図１参照）において同様なインタフェース制限を設けることによって、各電極アッセンブリが特定グループの電極アッセンブリ用に構成された発生器出力接続部とともにのみ利用できることが確実化される。結果として、ジェネレータを特定のグループに応じて異なるセットアップをすることができ、従って、発生器はこの特定のグループの電極アッセンブリの範囲内で様々な識別コンデンサ値に対して様々に応答する。これはコンデンサ３４の限られた範囲の値に完全に依存する場合よりも広い範囲の発生器セッティングを行うことができることを意味する。
【図１】
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【図１Ａ】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図６Ｃ】
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