(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気手術具用電源の制御器において、
電気手術用エネルギー源に接続して、電気手術用エネルギーを電気手術具による処置を施す体組織を含む対象に供給する制御装置を備え、
この制御装置は、
前記エネルギー源から前記対象へ送られる電圧を表す第１の信号と、前記エネルギー源から前記対象へ送られる電流を表す第２の信号の少なくとも一方が入力される第１の入力端子と、
前記第１および第２の信号から決定される前記エネルギー源の対象負荷インピーダンスを表す第３の信号が入力される第２の入力端子と、
システム負荷曲線に従って所望のエネルギー出力を表し、また前記第３の信号によって表される対象負荷インピーダンスへの所望のエネルギー出力に対応する第４の信号を与える関数適合装置を備え、
前記制御装置は、前記対象負荷インピーダンスを表す前記第３の信号に基づいて、前記エネルギー源によるエネルギー出力を制御し、
前記制御装置は、前記エネルギー源から前記対象に電気手術用エネルギーを送るために前記エネルギー源を制御し、
前記制御装置は、所望のエネルギー出力を示す前記第４の信号を前記第１および第２の信号の少なくとも一方と比較し、前記エネルギー源を制御するための制御信号を発する、比較装置をさらに備え、
前記比較装置は、前記第１および第２の信号の少なくとも一方が前記第４の信号を上回る場合に前記制御信号を変更する、制御器。
【請求項２】
請求項１に記載の制御器において、
前記制御信号は、前記第４の信号と前記第１および第２の信号の少なくとも一方との差を表す、制御器。
【請求項３】
電気手術用電源において、
電気手術具による処置を施す組織を含む対象に電気手術用エネルギーを供給する電気手術用エネルギー源と、
前記エネルギー源から前記対象に送られる電圧を表す第１の信号を発する電圧測定装置と、
前記エネルギー源から前記対象に送られる電流を表す第２の信号を発する電流測定装置と、
前記第１の信号と前記第２の信号が入力され、これら第１および第２の信号に基づいて、前記エネルギー源の対象負荷インピーダンスを表す第３の信号を発する、インピーダンス決定装置と、
前記エネルギー源に接続され、前記第１および第２の信号の少なくとも一方が入力される第１の入力端子と、前記対象負荷インピーダンスを表す前記第３の信号が入力される第２の入力端子を備え、前記対象負荷インピーダンスを表す前記第３の信号に基づいて前記エネルギー源によるエネルギー出力を制御する、制御装置を備え、
前記制御装置は、システム負荷曲線に従って所望のエネルギー出力を表す第４の信号であって、前記第３の信号によって表される前記対象負荷インピーダンスへの所望のエネルギー出力に対応する第４の信号を発する、関数適合装置を備え、
また前記制御装置は、前記エネルギー源から前記対象に電気手術用エネルギーを送るために前記エネルギー源を制御し、
また前記制御装置は、所望のエネルギー出力を示す前記第４の信号を前記第１および第２の信号の少なくとも一方と比較し、前記エネルギー源を制御するための制御信号を発する、比較装置をさらに備え、
前記比較装置は、前記第１および第２の信号の少なくとも一方が前記第４の信号を上回る場合に前記制御信号を変更する、電源。
【請求項４】
請求項３に記載の電源において、
前記制御信号は、前記第４の信号と前記第１および第２の信号の少なくとも一方との差を表す、電源。
【請求項５】
請求項３に記載の電源において、
前記所望のエネルギー出力は電圧であり、前記第１および第２の信号の前記少なくとも一方は、前記対象に送られる電圧を表す前記第１の信号である、電源。
【請求項６】
請求項３に記載の電源において、
前記所望のエネルギー出力は電流であり、前記第１および第２の信号の前記少なくとも一方は、前記対象に送られる電流を表す前記第２の信号である、電源。
【請求項７】
請求項３に記載の電源において、
前記所望のエネルギー出力は電力であり、前記第１および第２の信号の前記少なくとも一方は、前記対象に送られる電圧を表す前記第１の信号と前記対象に送られる電流を表す前記第２の信号とを含む、電源。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、１９９３年７月２２日出願の米国特許出願第08/095,797号の一部継続出願である。
【０００２】
【発明の属する技術分野】
本発明は、電気手術具による組織の取扱いに係り、特に電気手術具により扱われる組織のインピーダンスを測定することにより組織の電気手術具による処理の制御を行う方法および装置に関する。
【０００３】
【従来の技術】
電気手術具に治療に係る電気エネルギーを供給するためには電気手術具用電源が使用される。電気手術具は、例えば、切断、凝固、組織溶接、研磨、切開などに用いられる。モノポーラ電源もバイポーラ電源も、典型的には高周波エネルギーを電気手術具に供給する。通常、そのような電源は、ほぼ選択した大きさの電力を供給し、許容される最大電力を越えることのないよう、電圧や電流を制御する制御機構を備える。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上述の高周波電源が使用されるときは、主要な制御は、組織を高周波エネルギーで処理したときに観察されるできごとに対応する外科医が、自分の経験に頼って行っている。しかし、特に内視鏡手術においては、外科医は、組織に何が起こっているかを容易にみることはできない。また、高周波エネルギーに起因する組織特性の変化は、外科医がそれに反応して電気エネルギーのスイッチを切るには短か過ぎるほど急速に生じる。その結果、組織が黒こげになったり、組織が電気手術具の電極にくっついたりするおそれがあった。
【０００５】
ところで、高周波エネルギーが組織に印加されると、組織のインピーダンスが変化することが分っている。そこで、組織のインピーダンス変化に応じて組織に印加する電力を制御する試みがなされてきた。例えば、電源から組織に供給される電圧または電力の変化に基づいて、電流を制御する試みが行われた。組織に高周波電力を印加したときの組織インピーダンスの微係数は、初期電力値の測定と、この微係数が予め設定した値に到達したときに高周波電力のスイッチを切るのに用いられてきた。
【０００６】
しかし、これらの制御にもかかわらず、電気手術具への電力供給の制御、および／または組織の処理が最適なレベルに到達したことを測定する試みは継続して行われてきた。
【０００７】
特に、組織の組成変化、組織の型および処理する組織の面積や体積等によって種々の値となる組織インピーダンスを利用して凝固の終点を測定する装置と方法を求める声は強い。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明は、治療用電気手術具の電極間における組織インピーダンスを監視するインピーダンスモニタ装置および方法を提供する。本発明においては、電気手術具に電力を供給したときの組織インピーダンスの経時的な挙動モデルに基づいて組織インピーダンスを監視し、組織の状態を測定するのに使用される。これについては後で詳しく説明する。信号により示される組織の状態は、ユーザもしくは手術のオペレータに知らされる。本発明の装置はまた、処理が完了したときに、電力の供給を自動的に停止するスイッチも備える。
【０００９】
本発明によれば、電気エネルギーを組織に供給している間、継続的に組織インピーダンスを測定する組織インピーダンスのモニタが提供される。既知の組織インピーダンスモデルによれば、電気エネルギーが印加されると、組織インピーダンスは、最初は低下するが、凝固が始まると上昇し出す。本発明は、最小のインピーダンス値、すなわちインピーダンスがエネルギーの印加中に最低の値になる時点を特定する。ついで、すでに確かめた最小インピーダンス値に係る選択した関数を使って計算することにより、インピーダンス値を測定する。測定中のインピーダンスが、凝固、組織溶接あるいはジアテルミー(diathermy) について所望の結果をもたらすインピーダンス値に到達したら、本発明の装置はこのことを知らせるか、またはこれに応じた反応を示す。本発明の装置・方法は、組織の型、面積および／または体積に応じて変化する組織インピーダンスの期待範囲に関する条件を検知できるよう、適宜変更を加えるのが好ましい。
【００１０】
好ましい態様においては、組織の所望の状態とは、凝固が完了した時点のものを指す。この時点に到達すると、制御装置あるいはユーザに、いつエネルギー供給を停止するかのフィードバック信号が発せられる。フィードバック信号は、例えば視覚的、聴覚的あるいは触角的信号の形でユーザに送られ、組織へのエネルギー供給を自動的に停止するよう、制御装置に指示を与える。
【００１１】
本発明の装置は、短絡条件が検出されるか、開回路条件が検出されるか、装置が予め定めた最大通電時間に到達したら、電気エネルギーの供給を停止するよう設計されたスイッチを備えてもよい。
【００１２】
本発明の一様相によれば、電気的な手術を施す組織を把持するときは互いの方向へ向けて閉止する、相対向するインターフェースを備えた末端効果器を具備して外科手術中に組織を凝固させる電気手術装置が提供される。末端効果器は好ましくは、組織を間に挟んで凝固させるためお互いの方向に移動可能な第１および第２の要素を備える。手術具の少なくとも一つの電極は、前述の第１および第２の少なくとも一方と接続する。また、電極は、凝固させる組織と接する。電力制御信号に応答する電力制御装置は、前記第１および／または第２の要素と接続した電極に接する組織に、高周波を供給する。
【００１３】
インピーダンス測定回路は、高周波発生・出力装置に接続し、第１および第２の電極間における組織のインピーダンスを測定する。フィードバック回路は、インピーダンス測定回路に接続される。フィードバック回路は、最小インピーダンス値を測定してこの最小インピーダンス値を保持する第１の装置を含む。また第２の装置は、前述の第１の装置に接続する閾値測定装置である。閾値測定回路は、保持中の最小インピーダンス値の関数として閾値インピーダンスを測定する。
【００１４】
閾値測定回路は、最小インピーダンスの関数を測定するアナログ装置もしくは、例えば最小インピーダンスの入力値に基づいて閾値インピーダンスを測定するための参照テーブルを含むデジタル回路を備える。
【００１５】
閾値が求まると、第１の比較器（コンパレータ）は、求まったインピーダンス値を閾値インピーダンスと比較し、組織において閾値インピーダンスを越えるインピーダンスが測定された場合は、組織に供給される高周波を制御するため、電力制御信号を電源制御器に送る。
【００１６】
電源制御装置は、前記第１および第２の要素間にある組織を凝固させる手術具へ高周波を選択的に供給する少なくとも一個のスイッチを備える。
【００１７】
電源制御装置は、多くの条件下にある組織へ供給される電力を選択的に停止することができる。制御装置は、インピーダンスの測定値が閾値インピーダンスを越えた場合、開路条件や短絡がある場合、あるいは電圧もしくは電流が最大供給時間越えて供給される場合に、電力の供給を停止するのに使用される。
【００１８】
本発明の他の様相によれば、電源のエネルギー出力を、システムの負荷曲線によって求められる最適範囲内に制御する制御装置が提供される。この制御装置は、測定した負荷インピーダンスを、所定のエネルギー出力を求めるのに使用し、所望のエネルギー出力を、組織を含む目標対象に送られているエネルギーと比較する。制御装置は、得られた比較結果を用いて、電源の出力を制御する。
【００１９】
手術具は、モノポーラ装置でも、二つ以上の極を有するマルチポーラ装置でもよいが、末端効果器は好ましくは、これら二つの電気的に反対の極に対応する電気的に反対の二つの電極をもつのがよい。
【００２０】
好ましいバイポーラ装置においては、各極における電気的に反対の電極は、一もしくは二つの対向する面上に設置される。第１および第２の電気的に反対の極はそれぞれ、少なくとも一個の体組織接触電極を含む。各電極は、第１および第２の要素が組織把持のため互いに接近しているとき、相対向する電極が把持された組織の一部の間に位置するよう、電気手術具の遠方端に配置される。インピーダンス監視回路は、高周波を組織に通じている間、電極間にある組織のインピーダンスを監視する。閾値インピーダンスを計算する元となる最小インピーダンスは、すでに述べたようにして測定される。比較器は、インピーダンスの測定値を、求めた閾値インピーダンスと比較し、インピーダンスの測定値が閾値インピーダンスを上回る場合は、組織に送る高周波を停止させる制御信号を発生させる。
【００２１】
本発明の好ましい一態様においては、第１の極に対応する各電極は、インターフェース面において、第２の極に対応する各電極からずれている。言い換えると、各電極は、インターフェース面上で径方向に互いに向き合うことのないよう、あるいは同じ表面で互いに分離・絶縁されるよう、互いにずれている。
【００２２】
この好ましい態様においては、電気手術具は、第１のインターフェース面と第２のインターフェース面の間の圧迫域において組織を圧迫し、この圧迫域を通じて電気エネルギーを印加する。より好ましくは、圧迫域は、組織を一方のインターフェース面に対して圧迫する他方のインターフェース面上における圧迫隆起によって区画される領域である。なお、圧迫隆起は、両インターフェース面に設けてもよい。
【００２３】
また、本発明の装置の一態様においては、末端効果器に接続する切断要素を具備する。この切断要素は、凝固部位もしくはこの近辺で組織を切断する。好ましくは、凝固は、凝固部位もしくはその近辺で何らかの機械処理あるいは他の切断を行う前に完了しておく。一旦組織が凝固ないし焼灼した後、切断器具を使って、この凝固した組織を通してあるいは組織の二つの凝固域の間で切断を行う。
【００２４】
また、他の態様においては、直線状の切断用ホチキス装置に似た直線状のカッターに止血装置を組み込む。この態様においては、止血装置は、一方の電極に接続した二つのほぼ平行な長手電極バーと、これら電極バーの間で移動する切断手段用のスロット（溝）を備える。所望により、さらなる止血効果を得るため、一もしくはそれ以上のステープル（ホチキス針）列を、スロットと電極バーの各側に設けてもよい。
【００２５】
手術に当っては、まず組織を、手術具における二つの顎部の間に挟み、この圧迫した組織に、高周波エネルギーの形で電気エネルギーを印加し、血管を二つのほぼ平行な電極バーに沿って凝固ないし焼灼する。この特定の電極配置に係る本発明の装置のインピーダンスモデルに基づいて、適当な最小インピーダンス関数をインピーダンスフィードバック回路に組み入れ、適当な閾値インピーダンスを測定する。インピーダンスが所定の範囲から逸脱したり、閾値インピーダンスを越えたときは、ユーザに警告を発するため、警告機構を用いる。また、警告信号は、どこで組織に送る高周波を停止するかを含めて、適当な器具の応答を与えるための制御回路あるいは電力制御装置に向けてもよい。
【００２６】
本発明のもう一つの態様によれば、手術中に組織を電気手術具で処理する装置を操作する方法が提供される。したがって、好ましい方法は、電気手術具で処理する組織に高周波を印加する工程と、電気手術具の二つの極に対応する電極間にある組織のインピーダンスを測定する工程と、組織のインピーダンスを示すインピーダンス信号を発生させる工程と、インピーダンス信号に応答して電気手術具に印加する高周波エネルギーを制御する工程を含む。
【００２７】
そして、先の電気手術具に印加される高周波エネルギーを制御する工程はさらに、最小インピーダンスを測定してこれを保持する工程と、最小インピーダンス関数に基づいて閾値インピーダンスを測定する工程と、測定したインピーダンスを閾値インピーダンスと比較する工程と、測定したインピーダンスが閾値インピーダンスを越える条件下では制御装置の電力を制御ないし供給停止する制御信号を発生させる工程を含む。
【００２８】
本発明のもう一つの様相によれば、手術時に組織を凝固させる電気手術装置を操作する方法が提供され、この方法は、第１および第２の組織係合面をもつ末端効果器を有する電気手術具を提供する工程を含む。この第１および第２の組織係合面の少なくとも一方は、電気手術システムの第１の極と接続する組織接触電極を備え、また前記第１および第２の組織係合面の少なくとも一方は、同じく電気手術システムの第２の極と接続する第２の組織接触電極を備える。本発明の方法はさらに、組織を前記第１および第２の組織係合面の間で凝固に付す工程と、組織を凝固させるためにこの組織を挟む第１および第２の組織接触電極に印加される高周波を選択的に制御する工程と、処理する組織のインピーダンスを測定する工程と、最小インピーダンスを測定しこれを保持する工程と、最小インピーダンス関数に基づいて閾値インピーダンスを測定する工程と、測定したインピーダンスを閾値インピーダンスと比較する工程と、測定インピーダンスが閾値インピーダンスを越える条件の下では、前記第１および第２の電極に印加される高周波エネルギーを制御ないし供給停止する工程を含む。
【００２９】
本発明の他の目的・利点は、以下の説明、添付の図面、および請求項と実施態様から明らかになるであろう。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の実施の一形態を説明する。
本発明は、モノポーラ型およびバイポーラ型の内視鏡手術用あるいは従来型手術用の種々の電気手術具に適用できるが、ここではバイポーラ型直線状切断器具を例にとって説明する。
【００３１】
本発明に係るインピーダンス監視装置の主要な目的は、組織がいつ所望の程度まで処理されたかを決定することである。この処理は、組織が焼灼を終えたとき、すなわち過剰な組織の粘着、火傷あるいは黒変が起こる前に完了しているのが好ましい。電気手術具で加熱された際の組織のインピーダンスは、通常組織インピーダンスの特性曲線に従う。インピーダンスの特性曲線によれば、インピーダンスは、一般には最初減少し、最小値に到達すると、今度は組織の凝固と乾燥が起こるにつれて上昇を始める。組織の凝固は、インピーダンス特性曲線上もしくはこの一定の範囲内で起こると予測される。
【００３２】
図１２は、図１ないし５の電気手術具を用いて電気エネルギーを印加した際における組織インピーダンスの経時変化を説明するインピーダンスの特性曲線である。本発明の装置は、組織の凝固が起こった時の閾値インピーダンスＺtarget４６を決定する。このインピーダンスは、特性曲線上でインピーダンスが低下を止め、上り始める時の最小インピーダンスＺmin ４５に基づいて決定される。最小インピーダンスの関数ｆ（Ｚmin ）は、組織凝固が生ずるＺtarget４６の位置についておおよその予測を立てるのに使用する。
【００３３】
図１０は、本発明に係るアナログ態様によるインピーダンス監視装置のブロック図である。インピーダンス監視装置は、いつ組織凝固が完結したか、および他の装置パラメータ、例えば開路もしくは短絡が存在するか、あるいは所定の通電時間を越えて電圧もしくは電流が組織に印加されていないかなどを決定する。このような条件は、手術具および／またはこの手術具に係合している組織に何らかの問題があること、例えば、過剰の組織、量的に不足している組織、あるいは不適当な組織が手術具に係合していることを示している。
【００３４】
手術具１０は、処理する組織を把持するように配置される。そして、適当な配置が終わったら、高周波エネルギーを組織に印加する。
【００３５】
電源７０は、手術具１０の末端効果器１５によって把持された組織に高周波を供給する。好ましくは周波数３００kHz 〜３MHz のシヌソイド波形で、基本周波数において３０ないし２００ボルトＲＭＳの高周波エネルギーが、約０．５〜４．０Ａの電流により供給される。ユーザが操作するスイッチ４２は、制御装置７９にエネルギーを供給するよう信号を送る。制御装置の出力１２９は、アナログスイッチ１３０に送られる。出力１２９が、「高周波ＯＮ」の信号をスイッチに送ったときは、スイッチ１３０を通してアナログ乗算器７５に接続するオシレータ７２が、周波数が公知の電圧をアナログ乗算器７５に送る。アナログ乗算器７５の出力は、高周波増幅器７１の入力側に接続した励振器７６に送られる。増幅された高周波信号は、電源７０によって、手術具１０の第１の電極３９と第２の電極（アンビル１８）、および手術具１０によって処理する組織４３を構成要素に含む回路８０に送られる。
【００３６】
組織に供給される電流と電圧は測定され、ＲＭＳ電流Ｉrms とＲＭＳ電圧Ｖrms が求められる。
【００３７】
電圧・電流センサ８１は、組織に送られる電圧と電流を検知する。電圧・電流センサ８１は、電源７０と直列の低インピーダンス変流器８２と、電源７０と並列に接続された高インピーダンスの変圧器８３を含む。変流器８２は、好ましくは、例えば１：２０の巻線比と、この変流器の二次側に並列の５０Ωの抵抗を備える。変圧器８３は、好ましくは、例えば２０：１の巻線比と、この変圧器の二次側に並列の１ｋΩの抵抗を備える。
【００３８】
変流器８２の出力は、ＲＭＳ変換器８４に接続される。ＲＭＳ変換器８４は、検知した電流を、Ｉrms を表す出力８６を与えるＤＣ（直流）信号に変換する。変圧器８３の出力は、ＲＭＳ変換器８５に送られる。ＲＭＳ変換器８５は、電圧信号を直流信号に変換し、Ｖrms を表す出力８７を与える。
【００３９】
ついで、測定したＩrms とＶrms から、インピーダンスの測定値Ｚを計算する。Ｉrms とＶrms の出力８５と８７は、Ｖrms を電流Ｉrms で除し、インピーダンスの測定値Ｚを表す出力信号８９を与えるアナログデバイダ(divider) ８８に供給される。
【００４０】
Ｉrms 、Ｖrms およびインピーダンス測定Ｚから、インピーダンス監視装置は、短絡あるいは開路が存在するか、電圧と電流が所定の最大通電時間を越えて供給されていないか、そして凝固が完了したかを決定する。
【００４１】
短絡の条件は、インピーダンス測定値Ｚが、短絡が起こりそうな所定の短絡インピーダンス閾値ＺSCと等しいかあるいはこれを下回っているかを比較することによって決定される。もしインピーダンス測定値ＺがＺSCと等しいかあるいはこれを下回っている場合には、短絡信号が制御装置に送られる。
【００４２】
インピーダンス信号は、比較器を含む短絡検出器９０に入力される。比較器の正の入力９２は、インピーダンス閾値ＺSCを設定するポテンシオメータ９３に入力される。インピーダンス信号８９が、比較器９１の負の入力部９４における入力を、正の入力部９２におけるそれより低くさせたときは、比較器９１の出力側９５には「ＯＮ」の条件が発生する。この条件は、手術具に予めプログラムを組んだ対応、この対応においては高周波供給を停止することを指示する論理制御器７９に伝えられる。
【００４３】
電極１８と３９の間に電圧が存在するが電流は存在しないときは、開路条件が存在するということである。開路条件は次のようにして決定される。すなわち、Ｖrms が電圧に係る所定の最低閾値Ｖthreshを上回り、Ｉrms が所定の最小電流閾値Ｉthreshを下回っているときに、開路信号が制御装置に送られる。
【００４４】
電流閾値検出器１０６は、負の入力１０８に接続するポテンシオメータ１０７を備える。ポテンシオメータ１０７は、電流が存在するとき電流閾値検出器１０６がこれを指示するよう、Ｉthreshのレベルを設定する。Ｉrms 信号８６は、比較器１０６の正の入力１０９に送られる。したがって、Ｉrms がポテンシオメータ１０７によって設定されたＩthresh値より大きいときは、電流閾値検出器１０６の出力に正の電圧が現れる。
【００４５】
同様に、電圧閾値検出器１１３は、負の入力側１１５に接続したポテンシオメータ１１４を備える。ポテンシオメータ１１４は、最小電圧が存在するとき閾値検出器１１３が正の出力を発する境界値となる電圧の閾値を設定する。Ｖrms 信号は、閾値検出器１１３の正の入力側１１６への入力となる。したがって、もしＶrms が、ポテンシオメータ１１４によって設定されたＶthreshを上回る場合は、電圧閾値検出器１１３の出力１１７には正の電圧が現れる。
【００４６】
電圧閾値検出器１１３の出力１１７はまた、ＡＮＤゲート１１１に接続され、電流閾値検出器１０６の出力１１０は、ＡＮＤゲート１１１の逆入力１１２に接続される。ＡＮＤゲート１１１は、開路検出器として働く。Ｖrms がＶthreshを上回り、他方Ｉrms がＩthreshを越えない場合、ＡＮＤゲート１１１の出力１２０には論理１が現れ、開路状態であることを示す。ＡＮＤゲート１１１の出力１２０は、開路状態を知らせるため、制御装置７９に送られる。
【００４７】
電流もしくは電圧が長時間にわたって供給されても凝固の完了条件が検出されない場合は、例えば手術具が組織を把持していないかあるいは何らかの故障が起こっていることが知らされる。もしＶrms が所定のＶthreshを上回るか、あるいはＩrms がＩthreshを上回ったときは、タイマーが作動する。もしタイマーが所定の最大通電時間を越えて作動したときは、時間超過信号が制御装置に送られる。もしタイマーの作動持続置換がＴmax より大きくないときは、本発明の装置は組織に高周波を供給し続け、すでに述べたようにして電流、電圧およびインピーダンスの測定を続ける。
【００４８】
電流閾値検出器１０６の出力は、タイマー１２１に接続したＯＲゲート１１８に送られる。もしＩrms がＩthreshを上回るときは、電流閾値検出器１０６の出力は、論理１をＯＲゲート１１８に送り、ＯＲゲート１１８はタイマー１２１を作動させる。
【００４９】
同様に、電圧閾値検出器１１３の出力１１７は、ＯＲゲート１１８に送られる。もしＶrms がＶthreshを上回るときは、ＯＲゲート１１８は、その出力側１１９に論理１を送り、タイマー１２１を作動させる。タイマー１２１の出力１２３は、制御装置７９に送られる。タイマー１２１が予め設置した閾値時間Ｔmax を越えて作動を続けたときは、出力１２３は論理１になる。手術具１０がリセットされたときは、タイマーは、タイマーリセット入力１２２に接続したユーザスイッチ４２によって再設定される。
【００５０】
凝固完了条件は、次のようにして決定される。最初にＺmin を決定する。つぎに、凝固が完了するターゲットインピーダンスＺtargetを、最小インピーダンスの関数として計算する。インピーダンス曲線におけるインピーダンスＺmin ，Ｚtargetの初期の傾きと、凝固完了までの時間は、電流・電圧の印加状況と手術具によっても変動するが、最小インピーダンスの関数とはよく相関する。使用する手術具および／または実際に望む結果により、最小インピーダンスの実際の関数は変化する。この特別な態様においては、ｆ（Ｚmin ）は線形で、ｆ（Ｚmin ）＝０．２Ｚ＋５００である。この関数は有界で、Ｚmin ＞５６０Ωのとき、Ｚtarget＝Ｚmin ＋５０Ωである。ｆ（Ｚmin ）はこれとは異なる関数でもよく、連続、非連続、線形、非線形の各関数、および概算式、あるいは参照テーブルの形でもよい。ｆ（Ｚmin ）はまた、上とは異なる値で有界にしてもよい。
【００５１】
インピーダンス信号８９は、次のようにして組織の凝固を判断する。最初に、測定したインピーダンスＺが最小インピーダンスＺmin に等しいかをみる。インピーダンス信号８９は逆変換され、ゲインオフセットインバータ９６によってオフセットされる。ゲインオフセットインバータ９６の出力は、今度はピーク検出器９６に送られる。ゲインオフセットインバータ９６の出力は、インピーダンス測定値Ｚの逆変換・オフセットされた値、すなわち（−Ｚ＋ｋ）を表す。Ｚmin は、今度はこれまでにあった中で最も大きなオフセット値（−Ｚ＋ｋ）になる。
【００５２】
ピーク検出器９７は、測定したインピーダンス値Ｚの逆変換・オフセット値、すなわちＺmin の最も高い値を検知してこれを保持する。Ｚmin が生じたとき、ピーク検出器９７の出力１０３は（−Ｚmin ＋ｋ）となる。高周波エネルギーは、組織に継続して印加され、ＺがＺtargetに一致するまで、開路、短絡および時間超過の監視ならびにＺmin の検索が継続される。
【００５３】
Ｚmin が決定されると、Ｚmin の関数（ｆ（Ｚmin ））が計算され、処理（凝固）が完結するときのインピーダンスＺtargetが求まる。ピーク検出器９７の出力１０３は、Ｚmin の関数を計算してＺtargetを決定する閾値決定回路９８に送られる。閾値決定回路の出力は、インピーダンスの測定値がＺmin に等しいときは、Ｚtargetとなる。
【００５４】
Ｚとｆ（Ｚmin ）は、継続的に比較を行う。ｆ（Ｚmin ）は、Ｚmin が検出されるまで、ｆ（Ｚ）として連続的に計算されることに留意されたい。そして、Ｚとｆ（Ｚ）の間で、継続的な比較が行なわれる。しかし、これは、意味のある結果をもたらすことはない。それは、組織を処理している間は、ｆ（Ｚ）はＺより多くなり、早期の凝固完了信号は得られないことが予想されるからである。
【００５５】
インピーダンスの測定値ＺがＺtargetと等しいか、またはこれより小さいときは、高周波エネルギーは継続的に供給され、開路、短絡、時間超過あるいは凝固完結を知らせる信号が制御装置に送られるまで、上述の工程が実施される。インピーダンスの測定したＺがＺtargetと等しいか、またはこれより大きいときは、制御装置には、凝固が完了したことを知らせる信号が送られる。この態様では、ピーク検出器９７を介してＺmin の決定を都合よく行うため、Ｚは変換・シフトされる。この段落でいうインピーダンスの値は、実際のインピーダンスの値である。
【００５６】
閾値決定回路９８の出力９９、すなわちＺtargetは、比較器のＯＰ増幅器１００の正の入力側１０１に送られる。ゲインオフセットインバータ９６の出力１０２は、比較器１００の負の入力側１０４に送られる。比較器１００は、比較器１００の負の入力側１０４に入力される（−Ｚ＋ｋ）を表す値を、（−Ｚmin ＋ｋ）の関数として計算されるＺtargetを表す値と比較する。（−Ｚ＋ｋ）がＺtargetと等しいか、またはこれより小さいときは、比較器の出力１０５は正となる。すなわち、測定したインピーダンスＺがｆ（Ｚmin ）より大きいときは、凝固完了信号は、比較器１００の出力側１０５に現れる。
【００５７】
所与の各条件が存在するか否かを知らせる信号は、制御装置に送られる。これらの条件が一個以上存在するときは、高周波エネルギーは、制御装置によって自動的に供給停止される。図１１は、制御装置７９の論理システムを示す。制御装置７９は、短絡信号入力端子１２４、凝固完了信号入力端子１２５、開路信号入力端子１２６および時間超過信号入力端子１２７、さらにリセット入力端子１２８を備える。制御装置７９はまた、高周波電源から組織への電気手術用エネルギーの供給を実行するかまたは停止するかのスイッチ切り替えを行う高周波制御出力端子１２９も備える。出力１２９が論理１である限りは、高周波は供給される。他方、短絡信号入力端子１２４、凝固完了信号入力端子１２５、開路信号入力端子１２６、時間超過信号入力端子１２７およびリセット入力端子１２８がすべて論理「０」であるときは、出力１２９は論理１となる。もし、入力端子１２４，１２５，１２６，１２７および１２８のいずれか一つ以上が論理「１」のときは、高周波制御出力１２９は論理「０」となり、高周波は供給停止になる。
【００５８】
好ましい態様においては、負荷インピーダンスに基づいて電源からの出力エネルギーを制御する制御装置が提供される。負荷インピーダンスは、電源、手術具等の適用対象に係る特定のシステム負荷曲線に基づいて、好ましいエネルギーレベル、すなわち電圧、電流または電力レベル、を決定するのに用いられる。制御装置はついで、インピーダンスの測定に係る実際のエネルギーレベルを所望のエネルギーレベルと比較し、両者の差に従って、すなわち両者の差を最小にするように、電源出力を調整する。
【００５９】
特定の負荷曲線は、手術具の成果を最適にするインピーダンス範囲を実現する電圧、電流および電力を反映するのが好ましい。負荷曲線は種々の形をとることができ、例えば連続形でも、階段形でもよい。負荷曲線は、電源と一緒に用いる特別の器具、あるいは特別の電気手術具への適用に際しては、電源によって異なる。例えば、ここで述べた手術具を使う一つの態様においては、異なるエネルギーが要求される三つのインピーダンス範囲が設定される。組織インピーダンスは、最初は、例えば２０〜１００Ωの低い範囲にある。低い範囲においては、組織に凝固を開始させるに十分な電力を与えるためには、より多くの電流が必要である。例えば１００〜５００Ωの第２の中位のインピーダンス範囲は、組織の凝固過程を維持するのに十分な電力を必要とする。凝固を完結させる約５００オーム以上の第３の高いインピーダンス範囲は、スパークや組織の粘着を防止するため、電圧の制限を必要とする。したがって、この態様におけるシステムの負荷曲線は、電源固有の特性と、特定のインピーダンスに対する最適の電力が供給される電圧出力の両方、ならびに所定の手術具に対する特定の電力要求値を反映するものになる。
【００６０】
図１０には、サーボループ制御装置を備えた電源を示す。インピーダンス信号８９と電圧Ｖrms 信号８７は、関数適合装置６１と誤差増幅器６２を備えた制御装置を通して、電源７０にフィードバックされる。制御装置は、電源７０に、特定の負荷曲線に適合する負荷インピーダンスに基づく所望の範囲内の電圧を発生させる。
【００６１】
インピーダンス８９は、関数適合装置６１に送られる。関数適合装置６１の出力６４は、入力インピーダンス８９に基づく所望の電圧を表す。この所望の電圧関数は、特定の予め定めた負荷曲線をつくり出すのに、電源７０に要求される電圧のことである。所望の電圧出力６４は、実際の電圧とともに、誤差増幅器６２に送られる。誤差増幅器６２の出力は、ダイオード７７を通してアナログ乗算器７５に送られる誤差電圧を表す。
【００６２】
他方、電流、電圧あるいは他のエネルギーパラメータは、エネルギー源あるいは電源７０の出力を制御するために使用される。ターゲットのインピーダンスに対応する信号は、関数適合装置に入力されるが、この関数適合装置は、所望の電流、電力あるいは他のエネルギーパラメータ出力を与える。そして、これら所望の電流、電力あるいは他のエネルギーパラメータ出力は、測定あるいは計算した電流、電力あるいは他のエネルギーパラメータと比較される。
【００６３】
ダイオード７７は、アナログ乗算器７５の第１象限で作動を確かなものにする。アナログ乗算器７５は、出力端子６５における大きな誤差電圧が高周波増幅器７１から大きな出力を生み出すよう、発振器７２の振幅変調器として作用する。そして出力端子６５における小さな誤差電圧は、高周波増幅器７１からの小さな高周波出力を生み出す。したがって、電源７０は、所望の負荷曲線が得られるよう、電圧に基づいた閉鎖ループ型サーボシステムとして働く。ループ保証装置６３は、サーボループを安定化させるように働く。電圧以外の電気パラメータを用いるときは、形状適合関数は、他のエネルギーパラメータにおける差を反映する信号を出力するのが好ましい。
【００６４】
図６〜９のフローチャートは、本発明に係るマイクロプロセッサ制御の態様を実施する方法を説明するものである。システムを開始すると（ブロック２００）、Ｚmin 、Ｖ閾値、Ｉ閾値、時間超過およびＺinitial を含む変数が初期化される（ブロック２０１）。このシステムは、高周波スイッチが作動しているか継続して検索する（ブロック２０２）。高周波スイッチが投入されると、高周波スイッチ（ブロック２０３）、短絡（ブロック２０４）および開路（ブロック２０５）のために一時中断がある。その結果、これら中断条件のうち一つでも生じると、マイクロプロセッサは、自動的にブロック２３４に関連する指示に行き着く。
【００６５】
中断の設定を行った後で、タイマーを始動させる（ブロック２０６）。そして、高周波増幅器の状態をチェックするため、例えば「増幅器ＯＮ」の信号を検索したり、ある電圧が適当な範囲内のものかをチェックするため、一定のプログラムが実行される。増幅器が適切に作動しているときは、高周波エネルギーが供給される（ブロック２０８，２０９）。
【００６６】
もし増幅器が正しく作動していないときは、「高周波ＯＦＦ」の要求がなされ、ハードウエア故障の警告フラグが設定される（ブロック２１１）。システムはハードウエア故障の警告フラグを検索し、これが検出されたときは、制御装置は、ハードウエアフラグアラートの指示を出して、電力の供給を遮断する（ブロック２４３，２４４）。
【００６７】
もしハードウエア故障の指示がないときは（ブロック２３３）、Ｖrms とＩrms が読み込まれ、電圧もしくは電流がシステムによって供給されているかどうかを決定する（ブロック２３６）。システムがまず初期化されたなら、（ブロック２０９においてエネルギーを供給せよとの指示が届くまでは、電圧や電流が存在すべきではない。もし「高周波ＯＦＦ」の指令にもかかわらず電圧や電流が存在するならば、何らかのハードウエアの故障があることを意味する。そのときは、ハードウエア故障のアラートが発せられ、プログラムは停止する（ブロック２４３，２４４）。
【００６８】
高周波エネルギーが供給されると（ブロック２０９）、Ｖrms とＩrms が読み込まれ、Ｖrms をＩrms で除すことによってインピーダンスＺが計算される。制御装置は、ＶenableフラグとＩenableフラグが設定されているかをみる（ブロック２１３）。これらのフラグは、最小閾値電圧が存在したり、最小閾値電流が装置の電極を通して供給されているときに設定される（ブロック２１４，２１５，２１６および２１７）。
【００６９】
ＶenableフラグとＩenableフラグが設定されると（ブロック２１３）、ソフトウエアは、装置が最大作動時間を越えて作動していないか調べるため、時間超過条件を検索する。時間超過条件が認識されたときは、時間フラグが設定され、高周波エネルギーは供給を停止され（ブロック２１８，２１９）、ハードウエア故障チェックが実行される（ブロック２３３）。
【００７０】
時間超過条件を検索した後は、制御装置は、短絡もしくは開路条件を調べる。短絡または開路が存在する場合は、対応する短絡ビットもしくは開路ビットが設定され（ブロック２２０）、高周波エネルギーは供給を停止され（ブロック２２１）、ハードウエア故障チェックが実行される（ブロック２３３）。
【００７１】
制御装置は、図８に示す回路の閾値決定部分に進む前に、ブロック２２２において再びＶenableとＩenableをチェックする。ブロック２１４と２１６において、電圧もしくは電流がＶthreshまたはＩthreshを越えていないときは、制御装置は、ブロック２１２に始まる時間超過、短絡および開路の検出工程を繰り返し、凝固が完了したかどうかの検知が可能になる。これは装置が、凝固完了条件をチェックするのに十分な電流と電圧が回路に供給されるまで待機するのを可能にする。
【００７２】
ＶenableフラグとＩenableフラグが設定されて、しかも短絡および開路ビットが設定されず（ブロック２２０）、また時間超過条件も存在しない場合（ブロック２１９）は、測定したインピーダンスは、以下の工程により、凝固が完了しているかをみるのに使用される。
【００７３】
Ｚの初期フラグは最初の繰り返しの際に設定され、Ｚmin は、最初はインピーダンスの測定値をあてがう（ブロック２２３〜２２５）。したがって、始めはＺmin はインピーダンスの測定値と同じであり、ブロック２２７については、ブロック２２６で迂回ルートが設けられる。つぎにブロック２２８ではｆ（Ｚmin ）が計算される。インピーダンスの測定値がｆ（Ｚmin ）より小さい限り、これらの工程が繰り返される。ブロック２２３〜２３１の次の繰り返しにおいては、インピーダンスの新しい測定値が、これまでＺmin とされてきた前の測定値と比較される（ブロック２２６）。インピーダンスが減少し続けている限りは、Ｚmin には、インピーダンスの新しい測定値が割り当てられ（ブロック２２６，２２７）、この工程が繰り返される。他方測定したインピーダンスがｆ（Ｚmin ）、すなわちインピーダンスの閾値と等しいかまたはこれより大きいときは、凝固完了フラグがセットされる（ブロック２３０）。もし凝固完了フラグがセットされるときは、高周波は供給停止され（ブロック２３２）、ハードウエアの故障チェックが行われる。
【００７４】
もしプログラムの最初の実行後にハードウエアのアラートが生じたり（ブロック２３３，２３６）、中断が起こった場合は、プログラムは原因を究明してしかるべき対応をとる（ブロック２３３〜２４２）。そして、Ｖrms とＩrms が読み込まれる（ブロック２３５）。システムに電圧または電流が供給されていない場合は、制御装置は、開路、短絡あるいは時間超過フラグが設定されていないかチェックする（ブロック２３７）。そしてフラグが設定されている場合は、その旨信号が伝え、プログラムはスタート地点に戻る（ブロック２４０，２４２）。同様に、凝固完了フラグが設定された場合は、１０秒間指示がある（ブロック２４１）。そうでない場合は、凝固が完了していない旨指示があり、プログラムはスタート地点に戻る（ブロック２４２）。図６〜９の工程を実行するために選択された電気要素は、好ましくは、少なくとも１／５０秒の間にすべての工程を完全に繰り返すことが好ましい。
【００７５】
図１〜５は、本発明のインピーダンスフィードバック装置とともに用いられる手術具を示す。内視鏡手術用直線状切断・ホチキス止め手術具１０は、管腔を有するシャフト３０に接続されたハウジング１６と、シャフト３０の遠方端から延びる末端効果器１５を備える。末端効果器１５は、相対向する顎部３２，３４を含む第１および第２の要素を具備する。顎部３２は、顎部３４に移動可能に取り付けられる。ハウジング１６は、両顎部３２，３４のためのクランプトリガ１２を有する。図２の顎部３２，３４は非クランプ状態にあり、図３に示すのは作動前におけるクランプ状態、そして図４は作動後のクランプ状態を示す。
【００７６】
顎部３２は、アンビル１８、顎部３２の長さ方向に延びるＵ字形電極３９、および電極３９の外側を包囲するＵ字形絶縁材３１を備える。顎部３２はまた、顎部３４の内面３５と対向する内面３３を備える。Ｕ字形電極３９は、第１の極を形成し、内面３３の長さ方向に位置してこれに沿って延びる二つの電気的に接続した電極棒２７，２８を備える。Ｕ字形電極３９は、アルミニウムや手術用グレードのステンレススチールなどの導電体からつくられる。電極棒２７，２８は、電極３９の中央部を長手方向に延びるナイフチャネル２９によって分離される。アンビル１８上にある、ホチキス針の端部受け入れ用のポケット３６は、内面に沿って、また電極２７，２８の外側にこれを横断する方向に配置される。電極棒２７，２８と絶縁材３１は、内面３３のアンビル部３７から延び出る突起５６を形成する（図５）。電極３９は、バイポーラシステムの第１の極として働く。アンビル１８は導電体からつくられ、先の第１の極とは電気的に反対の極となるバイポーラシステムの第２の極として働く。アンビル１８は、Ｕ字形絶縁材３１によって、両電極からは電気的に絶縁される。
【００７７】
バイポーラエネルギーは、電気手術具用電源７０（図１０）から、手術具の本体に延びるワイヤ１９，２０を介して末端効果器１５に供給される。電源７０は、スイッチ１３０（図１０）を介してユーザにより制御される。ワイヤ１９は、シャフト３０内を延びる電気的な接触手段を介して、電極３９に電流を送る。電流をアンビル１８に運ぶワイヤ２０は、シャフト３０内を延びる電気的な接触手段を介して、アンビルに接続する。電気回路は、クランプトリガ１２が閉じられたときだけ、閉じられる。ワイヤを対応する電極に接続する手段は、手術具のアクチュエータ手段とともに、本出願人の米国特許出願第08/095,797号に記載されている。
【００７８】
顎部３４は、カートリッジチャネル２２と、このカートリッジチャネル２２に挿入されるカートリッジ２３を備える。カートリッジ２３は、くさび１３のトラック（道筋）２５、カートリッジ２３の中央部を長手方向に延びるナイフチャネル２６、トラック２５内に延びる一連のドライバ２４、および平行な二列のセットになったホチキス針１７を具備する。組織が二つの顎部３２，３４の間に挟まれると、ハウジング１６内にある射出トリガ１４がアクチュエートされて切断部材１１を、組織切断のため、挟んだ組織を通して進める。射出トリガがアクチュエートされると、同時に、くさび１３がトラック２５を通って進み、ドライバ２４をステープル１７に向けて変位させる。こうしてステープル１７は、組織を貫通してアンビルポケット３６まで移動する。
【００７９】
手術の際には、手術具の末端効果器１５は、組織に処置を施す位置に配置される。顎部３２，３４は開放され、これら顎部３２，３４の向かい合う内面３５，３３の間に、組織が挿入される。クランプトリガ１２を握ると、顎部３２，３４は、その内面３３と３５が組織を適当な位置で挟み込むよう、互いに閉止する。クランプトリガ１２を閉止すると、電気回路も閉じる。組織が顎部３２と３４の間の適切な位置に収められると、ユーザは、ユーザ用スイッチ４２を使って、電源４０から高周波エネルギーを印加することができる。電流は、電極３９、すなわち電極棒２７，２８とアンビル１８の間に挟み込まれた組織を流れる。
【００８０】
高周波エネルギーが供給を停止されると、制御装置は手術具の状態、例えば回路、短絡、組織凝固、時間超過などの状態にあることを知らせる。もし組織凝固状態にあることが知らされた場合は、射出トリガ１４は、把持した組織を、組織が焼灼されている電極棒２７，２８の間で切断するため、切断部材１１をナイフチャネル２６，２９を通して進めるようにアクチュエートされる。同時に、射出トリガ１４は、くさび１３をトラック２５を通して進めることにより、ドライバ２４を前進させて、ステープル１７を組織を貫通してアンビル１８のポケット３６まで押し出す。こうして、切断線は、電極棒２７，２８によって形成された凝固線とは直角をなすようになり、ステープル１７は、切断部材１１が組織を切断するときには、切断部材１１の各側に、長手二列の状態で適用される。
【００８１】
これまで本発明を詳細に説明してきたが、当業者ならば、本発明の範囲を逸脱せずに、無数の変形例、基本原理の拡張を想起し得るであろう。上述のインピーダンスフィードバックシステムは、焼灼が十分に行われた時点を指し示すのに用いられる。組織の凝固が完了すると、制御装置によってユーザに信号が送られる。あるいは、制御装置が、自動的に高周波エネルギーの供給を停止するようにしてもよい。手術具のユーザには他の信号を送ってもよい。例えば、インピーダンスの変化を聴覚的にとらえられるよう、測定したインピーダンスに対応する信号音をユーザに送るなどである。
【００８２】
本発明の装置・方法は、モノポーラ、バイポーラおよびマルチポーラ型を含む多くの電気手術具に適用できる。インピーダンスフィードバックシステムは、実際の手術具に一部もしくは全部を含めてもよいし、分離した装置として、あるいは電源・エネルギー源に含めてもよい。
【００８３】
上記装置と方法は次のような態様が可能である。
（Ａ） 手術時に体組織に処置を施す電気装置であって、
体組織に係合する末端効果器を含む組織処置部を有する電気手術具と、
体組織に接触して、エネルギー源から電気手術用のエネルギーを受け取り、お互いの間でこの電気エネルギーを通じる第１および第２の電極を含む電気的に絶縁された第１および第２の極であって、前記第１および第２の電極の少なくとも一方は、前記手術具の組織処置部とつながっている第１および第２の極と、
前記エネルギー源から前記電極へ供給される高周波エネルギーを制御するエネルギー制御信号と、
前記電極に接続して前記末端効果器に係合する組織のインピーダンスを測定するインピーダンス測定回路を備え、
前記インピーダンス測定回路は最小インピーダンスを決定し、この最小インピーダンスの関数として目標インピーダンスを決定し、そして測定したインピーダンスを目標インピーダンスと比較して、前記測定したインピーダンスが前記目標インピーダンスを上回る場合には、前記制御信号を変更する装置。
１）前記装置はさらに、電気手術用エネルギーを前記各電極に供給せよとの前記制御信号に応答して、エネルギーを各電極に供給するエネルギー源を備える上記態様（Ａ）記載の装置。
２）前記インピーダンス測定回路は、前記最小インピーダンスを決定する第１の装置と、この第１の回路に接続し前記最小インピーダンスの関数として前記目標インピーダンスを決定する目標決定装置と、インピーダンスの測定値を前記目標インピーダンスと比較し、インピーダンスの測定値が目標インピーダンスを上回っている場合には信号を発生させる第１の比較装置を具備する上記態様（Ａ）記載の装置。
３）前記末端効果器は、体組織を挟み込むため互いの方向に移動可能な第１および第２の部材を具備し、前記第１の電極はこれら第１および第２の部材の少なくとも一方の上に配置される上記態様（Ａ）記載の装置。
４）前記第２の電極は前記第１および第２の部材の少なくとも一方の上に配置される上記態様３）記載の装置。
５）前記インピーダンス測定回路は、前記第１および第２の部材に係合した体組織の、前記第１および第２の電極間におけるインピーダンスを測定するよう構成された上記態様４）記載の装置。
６）前記第１および第２の部材は電気手術具による処置を施す組織に係合する第１および第２のインターフェース面を備え、前記第１の極は第１および第２のインターフェース面の少なくとも一方の上に配置された一もしくはそれ以上の第１の電極を含み、前記第２の極は第１および第２のインターフェース面の少なくとも一方の上に配置された一もしくはそれ以上の第２の電極を含み、前記一もしくはそれ以上の第１の電極はそれぞれ、前記インターフェース面に関して前記一もしくはそれ以上の第２の電極のそれぞれとずれている上記態様３）記載の装置。
７）前記インピーダンス測定回路は、マイクロプロセッサ制御装置を含む上記態様（Ａ）記載の装置。
（Ｂ） 体組織に電気手術具による手術を施すための装置を操作する方法であって、
電気手術具による手術を施す体組織に高周波エネルギーを印加する工程と、
前記電気手術具による手術を施した体組織のインピーダンスを測定する工程と、
前記体組織のインピーダンス測定値を表すインピーダンス信号を発生させる工程と、
最小インピーダンスを決定する工程と、
前記最小インピーダンスの関数として目標インピーダンスを決定する工程と、  測定したインピーダンスを前記目標インピーダンスと比較する工程と、
前記測定したインピーダンスが目標インピーダンスを上回る場合は、前記電気手術具に供給する高周波エネルギーを制御する制御信号を発生させる工程を含む方法。
８）前記方法はさらに、体組織に接する正負の電極を備えた電気手術具により処置を施す組織に係合する組織係合具を提供する工程と、前記電極間に体組織を把持する工程と、前記電極間に把持した体組織に電気エネルギーを印加する工程を含む上記態様（Ｂ）記載の方法。
（Ｃ） フィードバック方式のインピーダンス制御装置であって、
エネルギー源から電極に送られる高周波エネルギーを制御するエネルギー制御信号と、
電気手術具の体組織処置部とつながる組織接触電極および、前記電気手術具の体組織処置部にある電極に電気手術用エネルギーを供給するエネルギー源の両方に接続するインピーダンス測定回路を備え、
このインピーダンス測定回路は、前記電気手術具の体組織処置部に把持された組織のインピーダンスを測定し、さらに最小インピーダンスを測定する第１の装置と、この第１の装置に接続し、前記最小インピーダンスの関数として目標インピーダンスを決定する目標決定装置と、インピーダンスの測定値を前記目標インピーダンスと比較し、インピーダンスの測定値が目標インピーダンスを上回るかどうかを知らせる信号を発生させる第１の比較装置を具備するインピーダンス制御装置。
（Ｄ） 電気手術具用電源の制御器であって、電気手術用エネルギー源に接続して、電気手術用エネルギーを電気手術具による処置を施す体組織を含む対象に供給する制御装置を備え、
この制御装置は、
エネルギー源から前記対象へ送られる電圧を表す第１の信号と、エネルギー源から前記対象へ送られる電流を表す第２の信号の少なくとも一方を受信する第１の入力端子と、
前記第１および第２の信号から決定されるエネルギー源への対象負荷インピーダンスを表す第３の信号を受信する第２の入力端子と、
システム負荷曲線に従って所望のエネルギー出力を表し、また前記第３の信号によって表される対象負荷インピーダンス用の所望のエネルギー出力に対応する第４の信号を与える関数適合装置を備え、
またこの制御装置は、前記対象負荷インピーダンスを表す第３の信号に基づいて、エネルギー源からのエネルギー出力を制御し、エネルギー源から対象に送られる電気手術用エネルギーを、前記システム負荷曲線に基づいて所望のエネルギー出力範囲に収めるよう制御する制御器。
９）前記制御装置はさらに、所望のエネルギー出力を表す前記第４の信号を、前記第１および第２の信号の少なくとも一方と比較し、前記エネルギー源を制御する制御信号を発する比較装置を備える上記態様（Ｄ）記載の装置。
１０）前記制御信号は、前記第４の信号と前記第１および第２の信号の差を表す上記態様（Ｄ）記載の装置。
（Ｅ） 電気手術用電源であって、
電気手術具による処置を施す組織を含む対象に電気手術用エネルギーを供給する電気手術用エネルギー源と、
前記エネルギー源から前記対象に送られる電圧を表す第１の信号を発する電圧測定装置と、
前記エネルギー源から前記対象に送られる電流を表す第２の信号を発する電流測定装置と、
前記第１の信号と第２の信号を受信し、これら第１および第２の信号に基づいて、前記エネルギー源に係る対象負荷インピーダンスを表す第３の信号を発するインピーダンス決定装置と、
前記エネルギー源に接続して、前記第１および第２の信号の少なくとも一方を受信する第１の入力端子と、対象負荷インピーダンスを表す前記第３の信号を受信する第２の入力端子を備え、前記対象負荷インピーダンスを表す第３の信号に基づいてエネルギー源の出力を制御する制御装置を備え、
この制御装置は、システム負荷曲線に従って、前記第３の信号により表される対象負荷インピーダンスのための所望のエネルギー出力に対応して所望のエネルギー源出力を表す第４の信号を発する関数適合装置を備え、
また前記制御装置は、前記エネルギー源から対象に送られる電気手術用エネルギーを、前記システム負荷曲線に基づいて所望のエネルギー出力範囲に収めるよう制御する電気手術用電源。
１１）前記制御装置はさらに、所望のエネルギー出力を表す前記第４の信号を、前記第１および第２の信号の少なくとも一方と比較し、前記エネルギー源を制御する制御信号を発する比較装置を備える上記態様（Ｅ）記載の電源。
１２）前記制御信号は、前記第４の信号と、前記第１および第２の信号の少なくとも一方との差を表す上記態様１１）記載の電源。
１３）前記所望のエネルギー出力は電圧であり、前記第１および第２の信号の少なくとも一方は対象に送られる電圧を表す上記態様（Ｅ）記載の電源。
１４）前記所望のエネルギー出力は電流であり、前記第１および第２の信号の少なくとも一方は対象に送られる電流を表す上記態様（Ｅ）記載の電源。
１５）前記所望のエネルギー出力は電力であり、前記第１および第２の信号の少なくとも一方は、対象に送られる電圧を表す第１の信号と対象に送られる電流を表す第２の信号を含む上記態様（Ｅ）記載の電源。
（Ｆ） 電気手術具により体組織を処置する方法であって、
電気手術具を通して、電気手術具による処置を施す体組織を含む対象に電気手術具用エネルギーを供給する電気手術具用エネルギー源を用意する工程と、
前記エネルギー源から前記対象に電気手術具用エネルギーを供給する工程と、  前記対象に電気手術具用エネルギーを印加するとき、対象のインピーダンスを決定する工程と、
前記対象のインピーダンス測定値を表すインピーダンス信号を発する工程と、  システム負荷曲線に従い、前記インピーダンス信号の入力に基づいて、所望のエネルギー出力を表す信号を生成する工程と、
前記対象に送られるエネルギーの大きさを表す信号を発生させる工程と、
前記対象に送られたエネルギーの大きさを表す信号と所望のエネルギーレベルを表す信号を比較する工程と、
前記比較に基づいて、前記エネルギー源から対象に送られる電気手術具用エネルギーを、前記システム負荷曲線に基づく所望のエネルギー出力範囲に収めるため、前記エネルギー源を制御する制御信号を生成する工程を含む方法。
１６）前記対象に送られるエネルギーレベルを表す信号を発生させる工程は前記対象に送られる電圧を表す信号を与える工程を含み、前記所望のエネルギーレベルを表す信号を発生させる工程は所望の電圧を表す信号を与える工程を含む上記態様（Ｆ）記載の方法。
１７）前記対象に送られるエネルギーレベルを表す信号を発生させる工程は前記対象に送られる電流を表す信号を与える工程を含み、前記所望のエネルギーレベルを表す信号を発生させる工程は所望の電流を表す信号を与える工程を含む上記態様（Ｆ）記載の方法。
１８）前記対象に送られるエネルギーレベルを表す信号を発生させる工程は前記対象に送られる電力を表す信号を与える工程を含み、前記所望のエネルギーレベルを表す信号を発生させる工程は所望の電力を表す信号を与える工程を含む上記態様（Ｆ）記載の方法。
【００８４】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の方法および装置によれば、高周波エネルギーを供給して電気手術具により扱われる組織のインピーダンスを測定することにより組織の電気手術具による処理の制御が行なわれるため、過剰な処理によって、組織が黒こげになったり、組織が電気手術具の電極にくっついたりするおそれがなくなる効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の方法に従って操作されるバイポーラ型内視鏡電気手術具の側面図。
【図２】  図１の手術具の開放位置にある遠方端の一部断面図。
【図３】  図１の手術具の閉止・非射出位置にある遠方端の一部断面図。
【図４】  図１の手術具の閉止・射出位置にある遠方端の一部断面図。
【図５】  図３の５−５線断面図。
【図６】  図１の電気手術具により供給される高周波エネルギーを制御するマイクロプロセッサ制御のインピーダンス監視装置におけるブロック図。
【図７】  図１の電気手術具により供給される高周波エネルギーを制御するマイクロプロセッサ制御のインピーダンス監視装置におけるブロック図（図６の続き）。
【図８】  図１の電気手術具により供給される高周波エネルギーを制御するマイクロプロセッサ制御のインピーダンス監視装置におけるブロック図（図７の続き）。
【図９】  図１の電気手術具により供給される高周波エネルギーを制御するマイクロプロセッサ制御のインピーダンス監視装置におけるブロック図（図８の続き）。
【図１０】  図１の装置において使用されるアナログ型制御装置のブロック図。
【図１１】  図１０の制御装置において高周波出力制御を行う制御論理を説明する論理図。
【図１２】  図１の電気手術具を用いて組織に電気エネルギーを印加している間のインピーダンス変化を説明する特性曲線を示す図。
【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５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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