JPH06502790A - 電気外科発生器用の電流漏洩制御 - 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】 ４、請求項３記載の発明であって、前記制御手段が、前記電力制御フィードバッ ク・ループ手段が前記電気外科発生器の出力電力を規制している間に前記電力制 御フィードバック・ループ手段を更に制御する発明。

５、ｉ＊請求項３記載発明であって、前記電流漏洩感知手段が、コアと第１の巻 線と第２の巻線と感知巻線とを含む差動変成器手段を備えており、前記巻線のそ れぞれは前記コアの回りに巻回され、前記供給リード線手段は前記第１の巻線に 接続され、前記帰還リード線手段は前記第２の巻線に接続され、前記差動変成器 手段は前記第１の巻線と前記第２の巻線とに流れる電流の間の不平衡を感知し、 前記不平衡に比例する電流を前記感知巻線に発生し、前記感知巻線の電流は前記 電流漏洩感知信号から導き出される発明。

６、請求項５記載の発明であって、前記電気外科発生器の前記電力制御フィード バック制御ループ手段が、 前記電気外科発生器の出力電力と前記電気外科発生器の要求された出力電力との 差を表す電力制御信号を供給するための手段と、前記制御信号に応答して前記電 気外科発生器の出力電力を規制するための規制手段と を具備し、制御手段が、 前記感知巻線での電流を第１の信号へ変換するための変換器手段と、最大許容漏 洩電流の所定の値を表す第２の信号を供給するための設定点手段と、前記第１の 信号と前記第２の信号とを受け取って、これらの信号の大きさの差を増幅し、そ の結果の信号を第３の信号として供給するために動作する増幅手段と、 前記電力制御信号と前記第３の信号とを受け取って、これらの信号のうちの大き い方を前記電力制御フィードバック・ループ制御手段の前記規制手段に供給する ために動作する選択器手段と、 を具備する発明。

７、請求項６記載の発明であって、前記変成器手段が、前記巻線が巻回されてい るコアを有し、前記第１の巻線と前記第２の巻線とが該コアの回りに反対方向に 巻回されている発明。

８、活動電極に印加される電気外科電力を制限し、最大許容レベルよりも大きな 大きさの漏洩電流を回避する方法において、要求された電力レベルに応答して電 気外科電力を発生する段階と、前記活動電極に電流を供給し、分散電極から帰還 電流を受け取ることによって、前記電気外科電力を印加する段階と、 供給される電気外科電流と受け取る電気外科電流との量の間の不平衡を感知する 段階と、 印加される電気外科電力のレベルを低減し、感知された電流の不平衡を前記最大 許容レベル以下に維持する段階と、 を備える方法。

９、請求項８記載の方法であって、印加される出力電力を、漏洩電流が前記最大 許容レベルを越えない最大値に制限する段階を更に備える方法。

１領請求項８記載の方法であって、供給される電気外科電力の大きさを、漏洩電 流が前記最大許容レベルを越えない値に維持する段階を含む方法。

明　細　書 電気外科発生器用の電流漏洩制御 本発明は、電流外科医術の分野に関するもので、特に、電流外科発生器−の出力 電力を制御して漏洩電流（ｌｅａｋａｇｅ　ｃｕｒｒｅｎｔ）を低減することに 関する。

発明の背景 電気外科医術は、組織の切除及び／又は凝固のために高周波電流を患者の患部へ 印加することである。ＥＳＵにより発生された高周波電流は、外科医が保持する 活動電極（ａｃｔｉｖｅ　ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ）から患者の身体に印加され、患 者の身体から分散電極（ｄｉｓｐｅｒｓｉｖｅ　ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ）で収集さ れる。活動電極の組織に対する接触面積は小さいので、高密度の電流が患部にお いて患者に加えられる。この高電流密度により、強い局部加熱、アーク形成その 他の効果が切除及び／又は凝固を達成する。分散電極は患者の身体から電流を収 集し、ＥＳＵに戻して電気回路を完成する。分散電極はかなりの大きさなので、 その収集する電流の密度は十分小さく、外科的効果又は加熱効果を回避すること ができる。

患者の身体における電流がその通過の間に高電流密度を作るならば、局部的な組 織加熱が発生し、やけどができてしまう。この状況が生じるのは、電流が分散電 極以外の場所で患者の身体から出る場合である。こうした電流は漏洩電流として 知られている。漏洩電流によるやけどは、患者に麻酔がかけられ、やけどに反応 できないとき、極めて重大である。やけどの領域は覆い隠されていることが多い ので、医師又は外科付き添い人がやけどに気付いたときには、救済行動を取るに は遅すぎることになる。漏洩電流によるやけどに対する別の可能性は、高周波・ 高電圧の電気外科的エネルギーを供給する活動電極又は導体から外科医に対して である。この場合の漏洩電流は、活動電極又は供給導体と接触している外科医又 は付き添い人の一人を傷付は又はやけどを負わせる。この理由から、電気外科医 術での漏洩電流又は代替経路電流は重要な関心事である。

最初のＥＳＵはアース電位基準の設計であった。アース電位基準であるため、Ｅ ＳＵに対する帰還及び分散電極はアースされていた。アース電位基準の装置は、 患者の他の点がアース電位基準ではないならば、満足いくものであった。例えば 、外科手術の間は監視電極を患者の身体に付けておき、監視電極をアース電位基 準とするならば、電気外科電流の若干の部分は、分散電極を通って戻す好ましい 経路の代わりに、監視電極を介してアースへ流れる。監視電極は小さいので、そ こを通る電流の密度は高く、やけどを生じるに足る高い密度を作る。電気外科発 生器と分散電極との接続が事故により断たれた場合、一層悪い条件が発生する。

ＥＳＵへの直接の帰還路がないために、全部の電気外科電流が代わりのアース経 路を通って、例えば監視電極や手術台を通って流れ、ひどいやけどを生じさせる 可能性がある。。

アース電位基準のＥＳＵに関連した危険を低減する努力の中で、ＥＳＵの電力出 力回路がアースから絶縁された。出力絶縁型のＥＳＵは代替経路のやけどに関連 する危険を低減するための重要なステップであった。患者から出る電気外科電流 は、ＥＳＵへの帰還の際、叡者のアース電位基準点ではなく分散電極を通って流 れる傾向にあったからである。電気外科発生器と分散電極との接続が断たれても 、ＥＳＵからの電気外科電流のかなりの量が停まることになる。

以前のアース電位基準型のＥＳＵにおける改良にも拘わらず、出力絶縁型のＥＳ Ｕに関連する問題は、アースからの絶縁が完全ではないということであった。

例えば５００ｋＨｚ〜１ＭＨｚのような比較的高い周波数の電気外科電流では、 アースに対する浮遊容量がアース電位基準の信号経路を与える。また、アース電 位基準回路に対する十分な経路を作るに足る浮遊容量は大きくはない。代替経路 の電流はＥＳＵがアース電位基準である場合に流れる電流よりも小さいが、患者 及び代替経路の重大なやけどに対する可能性は依然として存在する。

絶縁型のＥＳＵでの代替経路の電流の最小化に役立つ改良は、米国特許第４．４ ３７．４６４号に明細書に開示されているように、出力回路での差動変成器の使 用を含む。活動電極に供給される電気外科電流は、変成器コアの一方の巻線を流 れ、分散電極からの電流は他方の巻線を流れる。２つの巻線における電流が等し いと、代替経路電流がないときと同様に、両電流による磁束は打ち消され、変成 器は電気外科電流に対して極めて小さな挿入損又はインピーダンスしか示さない 。大きな代替経路電流が流れると、不平衡により差動変成器のコアに磁束が発生 し、大きな挿入損を生じさせる。この挿入損はインピーダンスを増大させ、活動 電極へ流れる電流量を減らす。つまり、患者への電流は減ることになり、代替経 路電流又は漏洩電流を減らす。この手法は漏洩電流を低減するけれども、漏洩電 流を最大許容安全レベル、例えば１５０ミリアンペア以下に減らすには十分でな い。

米国特許第３．６８３．９２３号明細書は、過度な漏洩電流の条件下での警報を 関連するＥＳＵに設ける、即ち、全電気外科電力の供給を停止する改良を開示し ている。差動変成器の感知巻線が活動導線と帰還導線とを流れる電流の不平衡を 感知する。感知された電流の十分な不平衡を感知すると、警報回路がトリガされ 、オペレータに警告が与えられる。更に、リレーが同時に又は二者択一的に活性 化され、患者に流れる電流を停める。そこで、オペレータはＥＳＵを再活性化す るとともに、救済行動、例えば電力レベルの低減又は漏洩電流を生じる問題の除 去を行わなければならない。

こうした背景に対して、本発明の重要な改良及び前進が絶縁型ＥＳＵの漏洩電流 の制御の分野で進められた。

発明の概要 本発明の重要な特徴の１つは、ＥＳＵの出力電力を調整して漏洩電流の量を制限 する改良技術である。漏洩電流の量を感知し、漏洩電流が所定の許容限界内にあ るように出力電力を低減し維持する。

１つの主要な特徴によれば、電流漏洩感知制御信号は、電気外科発生器から供給 される電流と電気外科発生器へ戻す電流との間の不平衡を決定する電流漏洩感知 手段からめられる。前記制御信号は制御手段によって利用され、該手段は電気外 科発生器の電力制御フィードバック・ループ手段を制御し、漏洩電流の最大許容 限界が定義される所定の設定点を電流漏洩感知信号が越えるときに電気外科発生 器により供給される出力電力を低減させる。好ましくは、電流ａ洩感知手段は変 成器の感知巻線を含む。該変成器は供給電流と帰還電流とを運ぶ２つの他の巻線 を有する。該２つの巻線は、等しくない電流がこれらの巻線を流れるとゼロでな い制御は号を生じるように配置される。制御信号は電力制御フィードバック・ル ープ手段に供給され、電気外科発生器の電力出力を制御する。

別の主要な特徴によれば、活動電極に供給される電気外科電力を制限し、最大許 容レベルよりも大きな大きさの漏洩電流を回避する方法が提供される。該方法は 、要求されたレベルに応じて電気外科電力を発生する段階と、活動電極に電流を 印加し分散電極から電流を受け取ることにより電気外科電力を印加する段階と、 電気外科電流の供給される分と受け取る分との間の不平衡の量を感知する段階と 、印加される電気外科電力のレベルを低減して、電流の感知された不平衡を最大 許容レベル以下に維持する段階とを含む。

本発明の本質の一層完全な理解とその利点及び改善は、以下に簡単に説明される 添付の図面に関係して述べられた、発明の現在の好ましい実施例に関する以下の 詳細な記述から、及び添付の請求の範囲から得ることができる。

図面の簡単な説明 図１は、本発明のＥＳＵ、活動電極、帰還電極、漏洩電流感知変成器及び漏洩電 流制御回路の一般化されたブロック図である。

図２は、図１の回路の変成器の動作を説明するために、磁気コアの周囲のコイル に流れる電流とコアにおける磁束との間の従来技術の物理的関係を示す図である 。

図３は、図１の一層詳細なブロック図及び概略図である。

詳細な説明 図１には、本発明の電力制御フィードバック・ループに漏洩電流制御回路１１５ を組み込んだ電気外科システム１０が示されている。ＥＳＵ２０は電気外科医術 に使用する高周波電流を発生する。この電流は、活動電極４０に電流を伝える供 給導体又はリード線３０に供給される。活動電極４０から電流は患者５０に供給 される。典型的には、患者５０は手術台６０に、及び帰還電極又は分散電極７０ の上に寝ている。帰還電極７０は電気外科電流をＥＳＵ２０に帰還させる帰還導 体又はリード線８０に接続され、こうして電気回路が完成する。

米国特許第４．４３７．４６４号明細書に一層完全に記述されているよ引こ、磁 気コア差動変成器９０は漏洩電流不平衡条件の下で磁束を提供する。差動変成器 ９０のコア９４の周囲の第１巻線９５は出力リード線３０によって形成され、活 動電極へ供給される電流を通す。第２巻線９６は帰還リード線によって形成され 、帰還リード線８０に流れる電流を伝える。変成器を流れる磁束は感知巻線１０ ０によって感知され、感知巻線１００は差動制御信号１１０を電流漏洩制御回路 １１５に供給する。電流漏洩制御回路１１５は、ＥＳＵの通常電力制御フィード バック回路と共に、電気外科発生器２０により発生される電流の量を制限し制御 する。

図２は、図１に９０で示されるような変成器の電流と磁束との関係を示してｌ、 ％る。線２００は磁気コア２１０の周囲の第１コイルを形成する。電流が線２０ ０を矢印２２０の方向に流れると、電磁見学の基本原理により、磁束がコア薔こ 矢印２３０で示される方向に形成される。矢印２３０により示される磁束の結果 、コア２１０の周囲に反対方向に巻かれた第２コイルとして形成された別の線２ ４０に、結果として生じる電流が矢印２５０の方向に誘導される。線２００と線 ２４０との個々のコイル数が同じならば、矢印２５０の方向の電流は、矢印２２ ０で示される方向に線を介して流れる電流と同じ値である。例えば、線２００と 線２４０とのそれぞれが個別のソースから同じ方向に電流を流すならば、それぞ れのコイルはコアに磁束を作る。電流が等しいならば、それぞれのコイルからの 反対方向の磁束は打ち消される。電流が等しくないならば、正味の磁束はゼロで はなく、コアの周囲の第３巻線として形成される第３の線２６０にその結果の電 流を誘導する。

図１から理解されるように、供給リード線３０からの電流を通す巻線９５は、図 において反時計方向の磁束をコア９４に誘導する。図１の帰還リード線８０の電 流を通す巻線９６は、図において時計方向の磁束をコア９４に生じさせる。巻Ｊ ｉ１９５と巻線９６とのコイル数が同じであり、リード線３０とリード線８０と を流れる電流が等しいならば、２つの誘導された磁束は等しい。また、２つの磁 束は互いに対向し、打ち消し合うので、コア９４における正味の磁束はゼロにな る。

しかし、供給リード線３０に流れる電流の方が電流漏洩の故に帰還リード線８０ に流れる電流よりも大きいならば、ゼロではない有限の正味の磁束が生じる。こ のゼロではない磁束は感知巻線１００に電流を誘導する。感知巻線１００からの 信号は電流漏洩感知信号又は差動制御信号１１０であり、この信号は供給リード 線３０と帰還リード線８０とをそれぞれ流れる電流の差の量を表している。

差動制御信号１１０は、図１及び図３に示すように、電流漏洩制御回路１１５に 供給される。供給リード線３０及び帰還リード線８０に流れる電流は５００ｋＨ ｚからＩＭＨｚの範囲の電気外科周波数で流れている。したがって、差動制御信 号１１０は同じ周波数のＡＣ信号である。差動制御信号１１０はＡＣ／ＤＣコン バータ１２０に供給され、ＡＣ信号１１０の振幅に比例する出力ＤＣ信号１１２ がまる。ＡＣ／ＤＣコンバータ１２０は種々の異なる変換技術を利用することが できる。例えば、コンバータ１２０はＡＣ制御信号１１０のピーク値又はＲＭＳ 値に対して一層敏感であり得る。

ＤＣ出力信号１１２の大きさは制御信号１１０の大きさに正比例し、制御信号１ １０は上記のとおり漏洩電流の大きさに比例する。出力信号１１２は差動増幅器 １４０の正の入力端子に印加され、設定点を表す所定のＤＣ信号１３０は差動増 幅器１４０の負の入力端子に印加される。ＤＣ信号１３０の大きさはポテンショ メータ１４２の調整により選択され、信号１３０の所定のレベルは漏洩電流の最 大許容安全レベルを表す。

差動増幅器１４０の利得は１である。したがって、差動増幅器１４０の出力信号 １４４は、感知された漏洩電流（信号１１２により表される）が漏洩電流の最大 許容安全レベル（信号１３０によって確立される所定の設定点によって表される ）を越えるときは常に正である。その他の場合、出力信号１４４は負である。

差動増幅器１４０の出力信号１４４は通常の最大値選択器回路１５０の１つの入 力端子に印加される。最大値選択器回路１５０の他の入力端子は電力制御差動増 幅器１６０の出力端子に接続される。電力制御差動増幅器１６０はＥＳＵ２０の 通常の閉ループ・フィードバンク電力制御配置の一部である。

閉ループ・フィードバック電力制御配置即ち電力制御フィードバック・ループは ＥＳＵにおいて広（使用されており、種々の異なる形態を取る。比較的複雑な電 力制御フィードバック・ループは米国特許第４．７２７．８７４号明細書に記載 されている。ＥＳＵ２０に対する電力制御フィードバック・ループの一般化され た形は電流漏洩制御回路１１５を使用するが、図３に示されている。極（基本的 に述べると、ＥＳＵは高周波数（ＲＦ）発振器１５２とＲＦ増幅器１５４と出力 回路１５６とを備える。ＲＦ発振器１５２はＲＦ傷信号発振し、この信号はＲＦ 増幅器１５４で増幅されて電気外科信号になる。出力回路１５６は電気外科信号 を供給リード線３０に供給し、帰還リード線８０から帰還電流を受け取る。ＥＳ Ｕ２０から供給される出力電力の大きさを表しそれに比例する帰還信号１５８は 、出力回路１５６から供給される。信号１５８は電力制御差動増幅器１６０の正 の入力端子に印加される。電力制御差動増幅器１６０の負の入力端子に印加され る他の信号は要求出力電力信号１６４である。要求出力電力信号１６４はオペレ ータにより要求された電力に関係しており、前面制御パネルの調整ポテンショメ ータ１６６の調整によって確立される。

電気外科発生器２０の電力制御フィードバック・ループはＲＦ増幅器１５４の利 得を制御することにより差動増幅器１６０の出力信号１６８をゼロの安定状態値 に維持しようとする。本発明においては、電力制御フィードバック・ループも、 ＥＳＵ２０の出力電力を調整するように設定点（信号１４４によって表される） に対する漏洩電流の影響を考慮する。

最大値選択器回路１５０は、２つの入力信号１４４．１６８のうちの最大の正の 信号をその出力端子に出力信号として与える。漏洩電流が感知されないと、漏洩 感知差動増幅器１４０の出力信号１４４は大きな負の値になる。電力制御差動増 幅器１６０の出力信号１６８は通常はゼロ又はそれに近い値である。したがって 、漏洩電流が感知されないときには、選択器回路１５０はその出力として信号１ ６８を供給する。最大値選択器回路１５０の出力信号１６９はインバータ１７０ の供給され、これによって信号の極性を変える。インバータの出力信号は積分器 １８０に供給され、積分器１８０は該信号を積分し、積分された信号を利得制御 信号１９０として供給する。積分器１８０の利得制御信号１９０はＲＦ増幅器１ ５４に印加され、それによって増幅器１５４を制御し、ＥＳＵから利用可能な電 気外科信号の大きさを確立する。

典型的な電力制御フィードバック・ループは出力信号１６８を直接に差動増幅器 １６０からインバータ１７０の入力に供給する。本発明は、電力制御フィードバ ック・ループに電流漏洩制御回路１１５という追加の制御設備を挿入する。電流 漏洩制御回路１１５は電力制御フィードバック・ループの通常の機能を修正し、 以下のとおりにＥＳＵの出力電力を制御する。

漏洩電流が小さく、通常の制御ループが定常状態にあるとき、差動増幅器１６０ の出力信号１６８はゼロであり、漏洩感知差動増幅器１４０の出力信号１４４は 負である。つまり、信号１６８のゼロの値が最大値選択器回路１５０の出力端子 に信号１６９として存在し、積分器１８０へ伝えられる。したがって、該積分器 はその出力の値を変えず、ＥＳＵの出力電力に変化はない。しかし、測定出力電 力信号（ｏｕｔｐｕｔ　ｐｏｗｅｒ　ｍｅａｓｕｒｅｄ　ｓｉｇｎａｌ）１５８ が増加し、要求出力電力信号（ｏｕｔｐｕｔ　ｐｏｗｅｒ　ｒｅｑｕｅｓｔｅｄ 　ｓｉｇｎａｌ）１６４を越えると、電力制御差動増加１６０の出力信号１６８ は正になり、減少した出力信号を積分器１８０からＲＦ増幅器１５４へ出力させ 、こうして、測定出力電力信号１５８が要求出力電力信号１６４に等しく、電力 制御差動増幅器１６０の出力信号がゼロの値に戻るまで、ＲＦ増幅器をしてＥＳ Ｕの出力電力を減少させる。一方、測定出力電力信号１５８が要求出力電力信号 １６４よりも小さい値に減少すると、電力制御差動増幅器１６０の出力信号１６ ８は負になり、増加した出力信号を積分器１８０からＲＦ増幅器１５４に供給さ せ、こうして、測定出力電力信号１５８が要求出力電力信号１６４に等しく、電 力制御差動増幅器１６０の出力信号がゼロに戻るまで、ＲＦ増幅器をしてＥＳＵ の出力電力を増加させる。つまり、最大許容限界内にある漏洩電流条件の下では 、ＥＳＵの通常の電力フィードバック制御機能は修正されない。

最大許容限界を越える漏洩電流条件の下では、フィートノ＜・ツク電力制御ルー プにおける電流漏洩制御回路１１５は以下のとおりに機能する。漏洩電流は変成 器９０のコア９４に磁束を生じさせ、これを感知巻線１００が感知する。ゼロで ない差動制御信号１１０が生じる。コンバータ１２０は信号１１０を関係のＤＣ 信号１１２へ変換する。信号１１２が所定のＤＣ設定点信号１３０を越えるなら ば、漏洩感知差動増幅器１４０は正の出力信号１４４を供給する。正の出力信号 １４４は最大値選択器回路１５０によって選択され、インノく一タ１７０によっ て変換され、積分器１８０からの利得制御信号１９０を減少させ、こうして、結 果として生じる漏洩電流が漏洩感知差動増幅器１４０がゼロの値を持つレベルに 減少するまで、ＲＦ増幅器１５４をしてＥＳＵの出力電力を減少させる。したが って、電気外科発生器の出力電力は、漏洩電流を所定の最大許容値即ち１４０ミ リアンペアに制限するレベルに規制される。こうして、電流漏洩制御回路１１５ の動作は、通常のフィードバック電力制御機能を克服し、代替経路のやけど又は 効果を生じることができない最大許容値に電気外科出力電流を制限する。漏洩電 流制御回路１１５の効果は、ＥＳＵをディスエーブルすることなくＥＳＵの出力 電力を制限することである。

こうして、電力制御フィードパツル・ループは２つの異なる感知信号、即ち漏洩 電流信号１１０と要求出力電力信号１６４とによって制御される。かなりの漏洩 電流が流れようとするときのみ、漏洩感知回路が電気外科出力電流の制御を引き 継ぐ。本発明は、これら２つの異なる制御ループ入力信号の間の滑らかな遷移を 許容するので、制御が２つの入力信号の間でシフトするときにも出力レベルに急 激な変化が生じない。

２つの条件が満たされるときにのみ、かなりの漏洩電流が流れる。第１に、漏洩 電流の経路が存在しなければならない。これは、アース基準点（例えば、アース された監視電極、アースされた手術室台）又は医者自体として現れる。満足され るべき第２の条件は、漏洩電流を駆動するに足る電気外科ポテンシャル即ち電圧 の存在である。第１の条件は手術室の配置の函数である。第２の条件は、ＥＳＵ ｎの要求された電力設定（要求された出力電力）及びＥＳＵ上の負荷の函数であ る。漏洩電流を駆動するには大電流が必要なので、かなりの漏洩電流は、電気外 科発生器が開回路に活性化されているときに（活動電極が組織から離されて保持 されているときに）のみ流れることになる。これらの条件の下では、活動電極に 大電圧が存在しており、主電気外科電流は流れない。電極が組織に十分接近させ られ、主電気外科電流が流れると直ちに、大電圧ポテンシャルは大幅に減少する 。つまり、かなりの漏洩電流は、電極が開回路条件で活性化されるときにのみ主 に流れる。流れる漏洩電流の量も、要求された電力設定の函数である。比較的小 さな電力が要求されると、電気外科出力はその負荷条件に無関係に小さいので、 小さな漏洩電流が流れる。

したがって、電流漏洩制御回路１１５は、い（つかの条件が満たされたときにの み機能する。電極は組織から十分に離れて保持され、主電気外科電流が流れない ようにしなければならず、要求される電力は十分に大きくなければならない。

電極が組織に十分接近し、主電気外科電流を流れさせると直ちに、漏洩電流は低 減され、電流漏洩制御回路１１５は出力電力の制御を通常電力制御フィードバッ ク回路へ滑らかに戻す。この時点で、出力電力は電流漏洩制御回路１１５によっ て解放され、要求された全電力が利用可能になり、組織に供給される。こうして 、漏洩制御回路に基づ（電力制御と要求された出力電力に基づ（電流制御との間 で、滑らかな遷移が行われる。

好ましくは１４０ミリアンペアの設定点は、要求される出力電力と共に変化する ことはないので、漏洩制御回路による開回路ポテンシャルの低減量は、比較的小 さな出力電力が要求されているときには小さい。活動電極が開回路条件で活性化 されるときの要求電力設定には、漏洩制御回路が出力を全く低減しない点が存在 する。これは、漏洩電流が１４０ミリアンペアよりも小さいからである。これら の条件の下では、電流漏洩制御回路１１５は出力に影響を与えない。漏洩電流が 流れるアース経路が存在しないような手術室配置である条件の下では、電流漏洩 制御回路１１５は同様に出力に影響を与えない。

したがって、電流漏洩制御回路は漏洩電流条件が要求するときにのみ動作するこ とがわかる。該回路は連続的に漏洩電流を監視し、危険な条件の発生を許さない 。他の既存の採用された漏洩低減技術に対する本発明の利点は、電流漏洩制御回 路が連続的に条件を監視し、それによってＥＳＵの出力電力を適応させることで ある。

本発明の好ましい実施例を特に図示し説明してきたが、二の記述の特有性は好ま しい例のためになされたものであって、本発明の範囲は添付の請求の範囲によっ て定義される。

補正帯の翻訳文提出帯 °”””′″１”°“１°８°　ｌ 平成　５年　５月１４日

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. １．高周波数の電気外科電力を提供するための電気外科発生器と、該電気外科発 生器から患者へ電流を供給するための供給リード線手段と、該患者から前記電気 外科発生器へ電流を帰還させるための帰還リード線手段と、前記電気外科発生器 の出力電力を所定の要求された出力電力にほぼ等しい値に規制するための前記電 気外科発生器の電力制御フィードバック・ループ手段とを備える電気外科システ ムにおいて、 出力リード線に流れる電流と前記帰還リード線に流れる電流との間の不平衡を決 定するための手段であって、電流漏洩感知信号を発生するように動作する電流漏 洩感知手段と、 前記電流漏洩感知信号に応答する手段であって、該電流漏洩感知信号が所定の値 を超えるとき、前記電気外科発生器により供給される出力電流を低減するように 前記電力制御フィードバック・ループ手段を制御するための制御手段と、を具備 する電気外科システム。
2. ２．請求項１記載の発明であって、前記制御手段が、前記電気外科発生器によっ て供給される出力電力を、漏洩電流が前記所定の値を越えない最大値に制限する ように前記電力制御フィードバック・ループ手段を更に制御する発明。
3. ３．請求項２記載の発明であって、前記制御手段が、電流不平衡が前記所定の値 に等しいかそれよりも小さくなるまで、前記電気外科発生器によって供給される 電力の量を低減するように前記電力制御フィードバック・ループ手段を更に制御 する発明。
4. ４．請求項３記載の発明であって、前記制御手段が、前記電力制御フィードバッ ク・ループ手段が前記電気外科発生器の出力電力を規制している間に前記電力制 御フィードバック・ループ手段を更に制御する発明。
5. ５．請求項３記載の発明であって、前記電流漏洩感知手段が、コアと第１の巻線 と第２の巻線と感知巻線とを含む差動変成器手段を備えており、前記巻線のそれ ぞれは前記コアの回りに巻回され、前記供給リード線手段は前記第１の巻線に接 続され、前記帰還リード線手段は前記第２の巻線に接続され、前記差動変成器手 段は前記第１の巻線と前記第２の巻線とに流れる電流の間の不平衡を感知し、前 記不平衡に比例する電流を前記感知巻線に発生し、前記感知巻線の電流は前記電 流漏洩感知信号から導き出される発明。
6. ６．請求項５記載の発明であって、前記電気外科発生器の前記電力制御フィード バック制御ループ手段が、 前記電気外科発生器の出力電力と前記電気外科発生器の要求された出力電力との 差を表す電力制御信号を供給するための手段と、前記制御信号に応答して前記電 気外科発生器の出力電力を規制するための規制手段と を具備し、制御手段が、 前記感知巻線での電流を第１の信号へ変換するための変換器手段と、最大許容漏 洩電流の所定の値を表す第２の信号を供給するための設定点手段と、前記第１の 信号と前記第２の信号とを受け取って、これらの信号の大きさの差を増幅し、そ の結果の信号を第３の信号として供給するために動作する増幅手段と、 前記電力制御信号と前記第３の信号とを受け取って、これらの信号のうちの大き い方を前記電力制御フィードバック・ループ制御手段の前記規制手段に供給する ために動作する選択器手段と、 を具備する発明。
7. ７．請求項６記載の発明であって、前記変成器手段が、前記巻線が巻回されてい るコアを有し、前記第１の巻線と前記第２の巻線とが該コアの回りに反対方向に 巻回されている発明。
8. ８．活動電極に印加される電気外科電力を制限し、最大許容レベルよりも大きな 大きさの漏洩電流を回避する方法において、要求された電力レベルに応答して電 気外科電力を発生する段階と、前記活動電極に電流を供給し、分散電極から帰還 電流を受け取ることによって、前記電気外科電力を印加する段階と、 供給される電気外科電流と受け取る電気外科電流との量の間の不平衡を感知する 段階と、 印加される電気外科電力のレベルを低減し、感知された電流の不平衡を前記最大 許容レベル以下に維持する段階と、 を備える方法。
9. ９．請求項８記載の方法であって、印加される出力電力を、漏洩電流が前記最大 許容レベルを越えない最大値に制限する段階を更に備える方法。
10. １０．請求項８記載の方法であって、供給される電気外科電力の大きさを、漏洩 電流が前記最大許容レベルを越えない値に維持する段階を含む方法。