JPH064076B2 - 改良した焼痂を生じる電気外科装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は電気外科技術に関り、特に、導電性不活性ガス
の流れを通して無線周波数（ＲＦ）電気エネルギを組織
へ導くことによつて、凝固又は止血の効果を実現する、
すなわち、放電療法及び乾燥療法の新しく改良した電気
外科技術に関する。また、本発明は、凝固に対し実質的
に改良された能力を示す、焼痂及び組織効果を生じる電
気外科放電療法アーク技術に関する。なおまた、本発明
は、すぐれた乾燥療法効果を実現するために、電気エネ
ルギを組織に加える電気外科非アーク乾燥療法技術にも
関する。

（従来技術とその問題点） 電気外科療法には、無線周波数電気エネルギを組織に加
える療法を含む。電気エネルギは、電気外科発生器（Ｅ
ＳＧ）で発生して、活性電極によつて組織に加えられ
る。活性電極は、通常、小さな断面積又は小さな表面積
の領域を具備して、電気エネルギを外科的部位に集中さ
せる。不活性帰路電極、すなわち、患者電極は外科処置
部位から離れた位置で患者に接触して組織を通りＥＳＧ
までの回路を完結する。患者電極は、破壊的エネルギの
集中をさけるために、寸法を比較的大きくしてある。こ
れとは別の、一対の活性電極を“双極”形態で使用し
て、電気外科エネルギを２個の活性電極間の組織を通し
直接流して、２個の狭い間隔の電極間に直接介在する組
織に電気外科効果を限定することも可能である。

主としてＥＳＧから供給される電気エネルギの特性に従
つて、多くの異なる電気外科効果を実現することができ
る。それらの効果には、純然たる切断効果、切断と止血
を総合した効果、放電療法効果及び乾燥療法効果があ
る。乾燥療法と放電療法は、通常まとめて凝固といわれ
る。多くの通常のＥＳＧは、エネルギ供給特性を選択的
に変化できる能力をもつているので、生じる電気外科効
果を変化できる。

満足な放電療法効果を得ることは、特に難しかつた。外
科医によつては、“ボビイ（Bovie）”装置として知ら
れている古い火花ギヤツプ発生器を放電療法に使用する
のを好んだが、外科医によつては、もつと新しいＥＳＧ
を切断、又は、出血しない切断に使用するのを好んだ。
事実、火花ギヤツプＥＳＧは以前は標準的なものであつ
たが、最近の固体ＥＳＧは満足な放電療法効果が得られ
ることで評価されている。実質的に改良された放電療法
効果が得られる一つの新型ＥＳＧと火花ギヤツプＥＳＧ
及び従来の固体ＥＳＧとの両方との比較は、本発明の譲
渡人に譲渡された米国特許第４，４２９，６９４号に述
べられている。放電療法については改良が行われたが、
いくつかの欠点は残つていて、それに対する満足な代替
処置が見出せなかつた。

通常の放電療法では、活性電極の金属表面上の多くの位
置から空中に電気アークを生じさせ、そのアークをかな
りランダムな予測できない方法で組織に接触させること
が特徴である。多くの場合、アークは活性電極から出
て、組織から離れた初期軌道を進んだのち、実際的に曲
つて組織の面につきあたる。その結果として、一様では
なく、ランダムに集中した、すなわち分布したアーク・
エネルギの供給となる。変つた特性をもつた一様でない
焼痂が組織の表面につくられることを、第１図、第２
図、第３Ａ図および第３Ｂ図に示した焼痂で例示した。
従来技術による焼痂の特性を本発明の一部として研究し
た。そのような特性がかなりの期間存在したのは、従来
技術によるものであつたが、本発明による開発の結果、
従来技術による焼痂の初めての比較的完全な理解と、実
際的な凝固効果、すなわち止血効果が得られたと信じら
れる。

アーク・エネルギのランダムな供給によつて、直径（す
なわち断面積の寸法）及び深さのかなり相異する孔を生
じることは、第１図、第２図、第３Ａ図及び第３Ｂ図に
示す通りである。大きく、深い孔は、ほぼ同一位置の組
織に、反覆したアークが接触することによつて形成され
る。小さなアーク孔も組織内に存在するが、それらは、
大きなアーク孔の周囲に一様でない分布をしている。小
さなアーク孔は、同一位置の組織に対する１個の個別ア
ーク又は反覆の少ないアークによつて形成される。小さ
なアーク孔は、大きなアーク孔に比べて直径すなわち断
面積が比較的小さく、また深さも比較的浅い。大きなア
ーク孔と小さなアーク孔では、断面積の寸法及び深さに
極めて変化がある。また大きなアーク孔と小さなアーク
孔との間の組織の間隔及び量についても、極めて変化が
あつて、実際的な孔の表面分布に変化を与えている。

アーク孔間の組織内には熱的壊死がおこる。

熱的壊死の程度は、狭い間隔の大きなアーク孔間の全体
の炭化と広い間隔の小さなアーク孔間の焦げ又は炭化の
ない壊死との間で相異する。

形成される焼痂は、影響を受けない生存組織の上に明瞭
な二つの層をつくる。壊死をうけた組織のアーク孔細網
組織は、アーク孔のパターンによつてつくられるもの
で、このアーク孔細網組織は、第３Ａ図及び第３Ｂ図で
参照番号３０で示した深さ、すなわち層まで延びる。ア
ーク孔細網組織３０は深いアーク孔の領域では深くまで
延びるが、浅いアーク孔の領域では実質的に浅いところ
までしか延びない。アーク孔のランダムな分布と深さと
によつて、アーク孔細網組織は深さが比較的一様でな
い。アーク孔細網組織層の深さには、通常、かなりの変
化がある。熱により乾燥された組織の層３２がアーク孔
細網層３０の下側に存在する。層３２中における組織の
壊死は、アークから消費される電気エネルギの電流加熱
効果による乾燥の結果としておこる。アーク孔細網層３
０に、アーク・エネルギが不均一に加わるので、乾燥層
３２も深さ及び位置が一様でない。乾燥層の深さにも、
通常、かなりの変化がある。

与えられた組織の領域では、第３Ａ図の右側に示したよ
うに、ある位置ではアーク・エネルギによる影響が少
い。薄いアーク孔細網組織と薄い乾燥層とを生じる。こ
れに反して、第３Ｂ図の左側に示したような領域では、
比較的厚い焼痂が形成される。極めて厚く炭化した焼痂
は、もろいので、屈曲により、ひび割れを生じて、通
常、乾燥層の下の影響を受けない層３４から新たな出血
を生じやすい。薄い焼痂は可とう性があるので好ましい
が、薄い焼痂によつて十分な凝固効果を得ることが困難
であつた。

従来の放電療法技術によつてつくられる不均一な焼痂の
原因は、完全にはわかつていないが、多くの要素が関係
していることは明かである。最も大きく影響する要素の
一つは、活性電極と組織との間のアーク通路内のインピ
ーダンスの変化と考えられる。インピーダンスの変化
は、活性電極と組織との間のイオン化電圧の変化によつ
て空中をアークが進む距離の変化からおこる。外科医が
組織から不変の距離に活性電極を維持することは実際上
困難であり、特に、拍動により、又は電気エネルギを加
える結果としての収縮及び膨張により組織が動いている
ときは、さらに困難である。活性電極のランダムな位置
からのアークは、また、異なる長さの通路とそれによる
異るインピーダンスとを生じる。組織と焼痂を総合した
インピーダンスは、電気エネルギを加えると変化する。
細胞の揮発及び細胞内湿気の蒸発によつて、組織の表面
では、局部的な点ごとにインピーダンスが変化する。焦
げ物質が形成されると、アーク通路に影響を及ぼし、つ
づくアークが同じ位置で組織に戻る機会を与えることに
よつて、前から存在しているアーク孔を拡大させ、ま
た、さらに焦げをつくることもある。

一般の電気外科に関する別の問題は、肝臓又は脾臓のよ
うな海綿状組織又は脉管組織、又は組織内の高度に発達
した脉管網目から表面に絶えず血液がにじみ出る傾向の
ある他の組織には、効果的な放電療法を行うことが不可
能ではないが、極めて困難である。しばしば、にじみ出
る血液の表面だけが凝固するが、血液層の下の組織の面
には浸透しない。血液の表面には、表面凝塊を生じる
が、この凝塊はたちまた抜け落ちて、一時的な止血に終
る。もちろん、一時的な凝塊が抜け落ちると、出血が続
く。たとえ、組織表面に凝固効果が確定しても、同一位
置へ戻るアークによつて容易に破壊されるか、穴があけ
られて、より長く、より深いアーク孔を生じる。より深
いアーク孔は、焼痂に孔をあけて、焼痂の下の生存組織
内にのびて、連続的出血の通路をつくる。アークによつ
て生じる熱が焼痂の下の湿気を沸騰させて、その蒸気の
圧力が焼痂を破裂させて、再度出血を開始させる。

通常の電気外科放電療法の組織に対する欠点とは別に、
いくつかの他の実際的問題も存在する。活性電極からの
アークは急速に活性電極の温度を上昇させる。電極の加
熱は、多くの問題の原因となる。活性電極が、不可避的
ではあるが、組織に接触するとき、又は活性電極が血液
のような流体に浸るときは、組織又は血液からのたんぱ
く質が変質して、活性電極の表面に付着する。電極上に
焦げ物質が堆積すると、ついに十分高いインピーダンス
を生じるために、も早や十分な電力が供給できなくな
る。外科医は、焦げ物質を拭い去り又は掻き落して電極
をつねにきれいにしなければならないので、これが外科
手術を中断させ、動揺させ、長引かせる。付着している
電極を組織の面から引き離そうとすると、新しくできた
焼痂を剥がしてしまうことがある。活性電極上に焦げ物
質がランダムに堆積すると、アーク・エネルギをよりラ
ンダムに供給するようになり、ランダムな供給パターン
を一層増加させる。焦げ物質によるインピーダンスの可
変性質から、変らない電力を加えることは困難又は不可
能となる。焦げ物質が堆積すると、外科部位を外科医が
見ることの妨げとなる。活性電極の温度が十分高いレベ
ルに達すると、電極からの溶融金属を患者に伝達して疑
わしい効果を生じる。電極が組織に接触することによつ
て、生存組織と病変組織との間の相互汚染による電位を
生じる。相互汚染に関する臨床問題は現在十分に理解さ
れていないが、相互汚染の可能性を除けば明かに有利で
ある。電気外科療法が行われる空気環境によつては、組
織の燃焼からかなり煙を生じる。煙は、有害な臭いを発
生するばかりでなく組織の燃焼による煙の中の微粒子に
は、有害な化学製品、、ビールス、バクテリヤ、ネオプ
ラスチツク・セルその他の危険物を含むことがある。も
ちろん、電気外科療法が通常行われる酸素環境では紙の
掛布、外科用海綿等を発火させうる電位が存在する。

通常の電気外科で、アークの発生及び適用に関する代表
的問題のいくつかは、電気外科発生器の動作特性その他
の特性を最適化することによつて改善することができ
る。米国特許第４，４２９，６９４号は、放電中におけ
るいくつかの前述した欠点を減少させ、改良したＥＳＧ
を開示している。しかしながら、電気外科に前から、固
有の制限があるため、多くの欠点はさけることができ
ず、また多くの特性は通常の電気外科の技術及び機器に
よつては改良することができない。

通常のＥＳＧを使用して熱乾燥を行う、通常の技術は、
組織に接触しておかれた活性電極の平らな面から電気エ
ネルギを加えるのである。電気抵抗加熱効果が活性電極
から組織に流入する電流によつて得られる。活性電極が
比較的広い領域にわたる組織の表面に接触するので、ア
ークの発生は意図していない。熱乾燥効果を実質的に広
い領域に拡げるためには、活性電極を場所から場所へと
移動させる。熱乾燥は得られるが、活性電極の平らな面
に組織を付着させないか、又は活性電極から接触してい
ない表面領域へアークを生じないエネルギ・レベルを加
えることは極めて困難である。活性電極は点から点へと
移動されるので、熱乾燥効果は不均一に分布される。エ
ネルギを加える点を重複させることによつて、組織が付
着する確率が増し、また、可燃深さ効果が拡大される。
もちろん、活性電極を点から点へと移動させることは、
時間が極めて重要な手術において、多くの時間を消費す
る。

従来技術による乾燥療法は表面乾燥効果を生じさせるた
めにだけ適用できる。また、電力の量を正確に制御でき
ないこと、組織の付着効果、その他から、腸間膜のよう
な極めて薄く、もろい組織、その他の外科療法に電気外
科療法を使用できなかつた。

従来から電気外科に存在していた欠点と問題についての
以上の要約した背景と対比することによつて本発明の利
点と改良点がよく理解されるであろう。

（発明の構成と作用） 一般的には、本発明によつて凝固を生じる電気外科技術
は、実質的に酸素原子を含まない所定のガス、例えば、
所定のイオン化ガスを、組織からの血液などの自然流体
を取去るのに十分な所定の流量で、組織に対し指向され
た、すなわち柱状の噴流で好ましくは層流状噴流で導
き、また同時に、ガス噴流中に所定の無線周波数範囲の
電気エネルギをイオン化導電路を通して導くことを含
む。放電療法を行うために、電気エネルギは、イオン化
通路中にアークとして導かれる。乾燥療法を行うために
は、電気エネルギは、イオン化通路中にアークを生じな
い拡散電流として導かれる。

本発明放電療法で生じる焼痂は、同一の止血効果又は凝
固効果が得られる、従来一般の電気外科放電療法に比べ
て大幅な改善が行われた。本発明によつてつくられる放
電療法焼痂は、焼痂の面から組織に浸透するアークによ
つてつくられた孔をもち、外部から一般に均一な深さの
細網組織で、アーク孔は、寸法は小さく、数は多く、断
面積の寸法は同程度又は均一で、焼痂の面上に均一な間
隔に分布されており、また、隣接アーク孔間の組織の壁
の厚さが厚いので、ひび割れしない弾力性を備えている
ことが特徴である。アーク孔細網組織の下には、一般に
均一深さの熱により乾燥された層ができて、この層がア
ーク孔細網組織を影響を受けなかつた組織から分離す
る。本発明によつて得られる放電療法焼痂の熱乾燥層
は、また、従来の放電療法技術によつて得られる焼痂の
熱乾燥層に比べて深さが浅い、さらにまた、本発明によ
つて得られる放電療法焼痂は、アーク孔細孔組織に焦げ
及び単価が実質的に存在しないという特徴がある。

小さい寸法の、浅く、一様に分布されたアーク孔は、よ
り効果的に血液凝固を活性化し、また凝塊を支持するに
必要な細網組織をつくる。アーク孔細網組織と熱乾燥層
の双方の深さが浅いために、焼痂の屈伸性と弾力性を増
大し、また、再出血を生じるひび割れの可能性を減少し
ている。放電療法焼痂がより均一な深さをもつので、組
織の表面に、より効果的な凝固効果及び組織効果が得ら
れる。本発明の実施によつて得られる放電療法焼痂の深
さが浅いことによつて、組織の破壊が少くて、しかも改
良された凝固が得られる。

本発明による乾燥凝固は、全く新らしい電気外科効果と
信ぜられるものであつて、つくられる乾燥焼痂が下部の
無影響組織を実質的に密封する程度までに熱壊死及び乾
燥を受けた単一層の組織であることを特徴とする。従来
技術の熱乾燥凝固と比較して、本発明によつて得られる
焼痂の熱乾燥層は、比較的薄くて深さが均一である。電
気エネルギによつて生じる孔のないことが特徴である。
アークを生じない拡散電流の組織への結合効果は穏やか
であるので、腸間膜のような薄い組織及び顕微外科応用
のような、従来電気外科はうまく適用できなかつた外科
処置にも、本発明の乾燥技術を適用することが可能にな
る。

ガス噴流の流量は、組織から液体を取除くのに十分なも
のであつて、組織を覆う流体の頂上ではなく、組織の支
質すなわち組織の支持構造体中に焼痂が形勢できるよう
にしなければならない。満足な焼痂特性をつくり、ま
た、本発明の良好な動作を得るためには、ガス噴流に電
気エネルギを供給する電気外科発生器は、比較的広い内
部インピーダンス特性をもたなければならない。ガス噴
流は通常、組織表面から流体を取除くものであるが、イ
ンピーダンス特性は、電気外科発生器のインピーダンス
曲線の下端において、十分な電力を流体又は流体で覆わ
れている組織に伝達できるものでなければならない。イ
ンピーダンス特性は、また、組織上への作用効果をさけ
るため、ガス噴流を組織から十分隔離するときに、電気
外科発生器インピーダンス曲線の上端において十分な電
力を伝達して、所定の流量で流れているガスをイオン化
できるものでなければならない。一般に、電気外科発生
装置のインピーダンス伝達特性の上端は、従来技術の固
体電気外科放電療法装置の通常のインピーダンス範囲の
上端を約２倍から３倍こえてのびるものでなければなら
ない。

本発明には、多くの他の特徴があり、また、従来技術の
凝固技術に対する多くの改良を含む。これら多くの特徴
及び改良は、好適実施例について添付図面を参照して以
下に詳細説明する。

（実施例） 本発明を実施する電気外科装置（ＥＳＵ）の全体を第４
図に示し、参照符号４０で表わした。このＥＳＵ４０
は、３個の主要構成部分として、外科医によつて操作さ
れるペンシル４２、ガス供給装置４４、および、電気外
科発生器（ＥＳＧ）４６を含む。可とうコード４８がガ
ス供給装置４４とＥＳＧ４６とをペンシル４２に接続す
る。ガス供給装置４４は、コード４８内の複数個の個別
通路、すなわち、管路５０を通して所定のガスをペンシ
ル４２に供給する。ガスは、ペンシル４２のノズル５２
から指向性をもつた、実質的に滑らかで動揺のない層流
状の流れ、すなわち噴流５４として放出される。この噴
流５４は、ペンシル４２の構造によって、第４図に示す
ように、柱状となる。ＥＳＧ４６は、電気エネルギをコ
ード４８の供給導体５６によつてペンシル４２に供給す
る。導体５６は、ノズル５２内に伸びる針状電極５８に
電気的に接続される。ＥＳＧ４６から供給される電気エ
ネルギは、ノズル５２を通つて流れるガスをイオン化す
るのに十分な所定の特性をもつたものであつて、噴流５
４内にイオン化通路を生じる。電気エネルギは噴流５４
中のイオン化通路を人体組織６２まで進行して、その組
織６２に所定の電気外科効果を生じる。

ＥＳＵの放電療法動作形態を、以下に“マクロ”動作形
態とも呼ぶがこの動作形態では、電気エネルギがイオン
化通路内をアーク６０の形で伝達される。アーク６０は
噴流中を進行して、電気外科部位の組織６２に達する。
噴流５４は組織の表面上では少し拡がりまた、アーク６
０も噴流５４の断面積に比べてやや拡大した組織表面の
領域に分散する。アークの電気エネルギは組織６２内に
伝達されて、上部アーク孔の細網組織すなわち層３０と
その下に乾燥層３２とをつくる。アーク孔細網組織３０
と乾燥層３２とは第４図に略図で示し、また、実際の状
態を第２１図、第２２図、第２３Ａ図及び第２３Ｂ図に
示したが、これらの詳細は後で説明する。

ＥＳＵの乾燥動作形態を以下には“ミクロ”動作形態と
もいうが、その動作形態では、噴流５４中のイオン化通
路が電極５８からの電気エネルギをアークを生じない導
電電流として伝達する。アークが存在しないので、組織
内に孔を生じない穏やかな結合効果が組織に生じる。後
で詳細説明するが、乾燥療法電気外科効果が生じて、第
４図に３２で略示した層と類似の乾燥層だけが組織の表
面に形成される。実際の乾燥効果を第２４図及び第２５
図に示したがこれらについては後で詳細説明する。第４
図に符号３４で示しなような正常で影響を受けない組織
が表面乾燥層３２の下部に存在する。組織の表面で小さ
く拡がる噴流が、噴流の断面積の寸法に比べて小さく拡
大した面積をもつ組織面上に、アークを生じない電流を
結合させる。この型式の乾燥凝固電気外科効果は、電気
外科の分野で、いままで得られていなかつた。組織に対
する乾燥効果は、ＥＳＵを使用した、全く新規で異る型
式の電気外科処置を実現する可能性を提供する。

噴流５４を通して供給される電気エネルギは、組織６２
を通過して、組織６２に接触している帰路電極すなわち
患者電極板７０に達する。患者電極板７０は帰路電気導
体７２によつてＥＳＧ４６に接続される。従つて、ＥＳ
Ｇ４６からペンシル４２に達し、噴流５４を通り、組織
６２に達してこれを通過し、患者電極板７０に達し、帰
路導体７２を通つてＥＳＧ４６に戻る完全な電気回路が
設定されて、ＥＳＧ４６からのエネルギを導く。

ペンシル４２内の適当な動作状態を検出するために、ペ
ンシルに導かれるガスの一部が、コード４８のセンサ管
路７４に戻される。センサ管路７４内のガスの特性は、
ガス供給装置４４によつて検出されて、電気エネルギを
供給導体５６によつてペンシル４２に加える以前に一定
の動作状態を設定する。

ペンシル４２、ガス供給装置４４、ＥＳＧ４６、噴流５
４の特性及び噴流中に結合されるエネルギの本発明にお
ける詳細と重要性、ならびに組織効果の特性及び他の生
理的効果については以下に説明する。

ペンシル ノズル及び電極支持装置１００、カプラ装置１０２、及
びハンドル１０４を備えるペンシル４２を第５図及び第
６図に示した。ガス供給装置４４及びＥＳＧ４６（第４
図）からのコード４８は、ハンドル１０４の開放内部の
後部内に延びる。カプラ装置１０２は、動作時にノズル
及び電極支持装置１００をハンドル１０４内のコード４
８の端末に接続する。ハンドル１０４は、一般に、ペン
シル内の素子を支持しており、ペンシル４２を使用する
ときに握り締められる。

カプラ装置１０２には、コードの前方端末に接続するコ
ード保持器１０６を含む。保持器１０６には、複数個の
後向きの管１０８を含み、これらの管を通る通路１１０
が形成される。各管１０８は、コード４８の管路５０及
び７４のうちの一つに挿入される。通路１１０は保持器
１０６を通して管路５０及び７４中にガスを導く。中心
孔１１２が保持器１０６に設けられて、コード４８の電
気導体５６が中心孔１１２を通つて延びる。管１０８の
外面と中心孔１１２の内面に、接着剤を加えて、コード
４８を所定位置に保持する。

コード４８の供給導体５６は管状保持器１０６を通りそ
の前方まで延びる。電気コネクタ１１４は導体５６の前
方端末に電気的に接続される。

電気コネクタ１１４は、管状保持器１０６の最前面の前
方に配置される。第６図に示したように、電気コネクタ
１１４は、カプラ装置１０２のカプラ・スリーブ１１９
の後部壁、すなわち仕切部分１１８内に設けられたレセ
プタクル１１６内に差込まれて保持される。レセプタク
ル１１６の前方端にある肩部１２０がペンシルの使用
中、電気コネクタ１１４がカプラ・スリーブ１１９から
前方に引出されるのを防止する。

カプラ・スリーブ１１９をハンドル１０４の前方開放端
に挿入すると、それにより、カプラ・スリーブ１１９は
電気コネクタ１１４と管状保持器１０４とをハンドル１
０４の内部の位置に保持する。ハンドル１０４はシリコ
ンの管から製作するのが好ましく、カプラ・スリーブ１
１９をハンドル内部に適合させるため化学物質中で膨張
させたのち、化学物質から取出すと、ハンドル１０４は
もとの寸法に戻る。ハンドル１０４の肩部１２２はカプ
ラ装置の対応した形状の輪形突起に接触して、カプラ・
スリーブ１１９が引抜けるのを防止する。

ポート１２６は、保持器１０６内の通路１１０に対応し
て位置合せして、仕切部分１１８を通して形成される。
従つて、ポート１２６は仕切部分１１８を通る管路５０
及び７４内にガスの導管を連続させる。

接続用ガスケツト部材１２８をカプラー・スリーブ１１
９の前方開放端末に挿入して、仕切部分１１８と、接続
される。ガスケツト部材１２８には、複数個の後向き管
状延長部１３０を含み、この管状延長部１３０が仕切部
分１１８のポート１２６内にはまる。導管１３２がガス
ケツト部材１２８及び管状延長部１３０を通つて設けて
あり、ガスを管路５０から、ノズル及び電極支持装置１
００の内部１３４、に導く。中心孔１３６が、ガスケツ
ト部材１２８に、電気コネクタ１１４と位置合せして設
けてある。電極５８の後方端末は、中心孔１３６を通つ
てコネクタ１１４と電気的に接続される。ガスケツト部
材１２８は、可とうシリコン材料で製作することが望ま
しく、また、ガス気密封入が電極５８の後方端末の周囲
に施してある。

ノズル及び電極支持装置１００は、ハンドル１０４の前
方端末よりも更に前方に延びる前方部分１３８を含む。
前方部分１３８の内部１３４はそこを通り煙突状構成部
１４０及びノズル５２内へガスを流通させる。煙突状構
成部１４０及びノズルの長さと直径の関係によつて、ガ
スをノズル５２から実質的に指向性をもつた薄片状の噴
流５４（第４図）に放出させる。

ノズル内のガスは、針電極５８の中心に位置する、前方
の、支持されてない端末に沿つて流れる。複数個の半径
方向のリブ１４２が、第６図、第８図及び第９図に示し
たように、ノズル及び電極支持装置１００の後方端末部
分に沿つて軸のまわりに延びる。リブ１４２は軸方向に
延びる中心コア１４４を支持し、コア内に針電極５８が
延びてしつかりと保持される。中心コア１４４と針電極
５８を支持するほか、リブ１４２は、ノズス５２に到る
ガスを通し、導き、かつ円滑化する作用をする。位置合
せ突起１４６は、前方端末部分１３８から外側に延び
て、カプラ装置１０２内につくられた刻み目１４７には
まつてベンシル内のノズル及び電極支持装置１０の向き
を正しく定めることは、第５図及び第８図に示した通り
である 第５図、第６図及び第９図に示したように、扇形センサ
板１４８がノズル及び電極支持装置１００の後端におい
て、リブ１４２の少くとも１個に接続して、針電極５８
及びコア１４４から半径方向の垂直外側に延びる。セン
サ板１４８の最も外側縁に、一対の円形突起１５０がセ
ンサ板１４８から後方に延びる。通路１５２が突起１５
０で囲まれた中心の凹みの間に延びる。第６図に示した
ように、ノズル及び電極支持装置１００がカプラ装置１
０２内に摩擦をもつて挿入され、接続されるとき、突起
１５０はガスケツト部材１２８内に形成される２個の導
管１３２ａ及び１３２ｂと位置合せになる。センサ板１
４８は、流体の漏れない方法でガスケツト部材１２８と
接触して、導管１３２ａと１３２ｂとの間の通路１５２
を流れる流体の漏れない通路をつくる。導間１３２ａは
一つのガス供給管路５０と流体が連通し、また、導管１
３２ｂはセンサ管路７４と流体が連通する（第５図）。

ノズル及び電極支持装置１００が正しくペンシル４２中
に保持されるときは、一つのガス供給管路５０からペン
シルを通りセンサ管路７４に通じる流体の漏れない通路
ができる。ガスの圧力及び流量は、センサ管路７４を通
つて、ガス供給装置まで戻し導かれて（第４図）、ここ
で、ノズル及び電極支持装置１００の適正な接続が確定
されるために検出が行なわれる。ＥＳＧはノズル及び電
極支持装置１００が正しくペンシル内に挿入された後に
限り電気エネルギを供給する。

第６図に示したように、弾力性ガスケツト１５４がノズ
ル及び電極支持装置１００の内部フランジ１５６のまわ
りに円周上に延びて、ノズル及び電極支持装置１００と
カプラ装置１０２との間のガスの漏れない封入を行う。
ガスケツト部材１２８は、ノズル及び電極支持装置１０
０がペンシル内に保持されるとき、ガスケツト部材１２
８が形成される材料の弾性によつて、針電極５８の後方
端末周囲の流体漏れのない封入を行う。弾力性あるガス
ケツト部材１２８及びガスケツト１５４を圧縮すると、
コード４８内の管路５０からガスの流れを、ノズル及び
電極支持装置１００内でノズル５２の外側に閉じ込める
漏れのない接続ができる。

針電極５８は導電性金属材料で製作するものが好まし
い。ノズル及び電極支持装置１００の他の部分ならびに
カプラ装置１０２は成形可能なポリスルホン・プラスチ
ツク又は弾性材料で製作することが好ましい。

ノズル及び電極支持装置１００をペンシル４２から取外
し可能としてあるので、清掃のためアクセスすることが
可能である。ペンシル４２は一体構造としないで、清掃
又は部品交換のため、分解することができる、部品の更
新又は取替えに要する費用を節約できることは、ペンシ
ル４２に重要な特徴である。外科治療中に、新規又は異
なるノズル装置が必要なときは、迅速に取替えることが
できる。ノズル及び電極支持装置１００は使い捨てにで
きるが、ペンシルの他の部分を繰返し使用できる。ノズ
ル及び電極支持装置を除くペンシルの部分は、取替えが
必要となる前に、多数回の殺菌に耐えるように製作され
る。

取外し可能でしかも使い捨て可能なペンシルのノズル及
び電極支持装置１００の重要な特性を具備させ、またノ
ズル及び電極支持装置１００が正しく接続されないとき
は、ＥＵＳの動作を防止する安全性をもたせるために、
本発明によるＥＳＵでは、ペンシル内のノズル及び電極
支持装置１００の適正な接続を検出する装置を取付けて
ある。センサン板１４８ならびにコード４８中の別個の
ガス供給管路５０とセンサ管路７４とによる強力的装置
が前述とした型式のＥＳＵの動作についての安全性を著
しくかつ好ましく改良した。

ペンシル４２によつて得られる他の重要な改良は、漂遊
漏れキヤパシタンス通路の減少である。供給導体５６及
び電極５８から供給される電気エネルギの動作周波数及
び電圧によつて、実際上どの型式のＥＳＵでも、外科医
の手及び周囲の環境に対して放射及び漏れ伝達を生じる
若干の電位が存在する。電気エネルギ供給導体をガスを
含む管路５０及び７４に囲まれた中に配置することによ
つて、コードの外部環境へのキヤパシタンス結合通路の
長さは最長とある。漂遊キヤパシタンス通路の長さが増
加することによつて、漂遊キヤパシタンスを通る漏れ電
流が減少がおこる。漏れキヤパシタンスを減少させるこ
とは、その通路で流れる電気エネルギの量を減少させる
ので極めて重要である。同様に、コード４８の中の供給
導体５６を中心位置に配置することによつてコード４８
の長さに沿う、漏れたキヤパシタンスが減少できる。

ガス供給装置 ガス供給装置４４の詳細を第１０図に示した。少くとも
１個のガス源２００を、好ましいのは第２の異るガス源
２０２も併せて備えることである。ＥＳＵのマクロ動作
形態及びミクロ動作形態のそれぞれに異る型式のガスを
使用する。導管２０４と２０６とは、それぞれ、ガス源
２００及び２０２からのガスを通常のガス選択弁２０８
へ導く。電気信号により動作される弁駆動装置２１０
は、ガス選択弁２０８の内部と機械的素子を制御する。
弁駆動装置２１０に加わる所定の信号によつて、ガス源
２００又は２０２のうちの選択された一方のガス源から
のガスがガス選択弁２０８を通つて通常の圧力調整器２
１２に導かれる。圧力調整器２１２は、選択されたガス
を所定の一定圧力で通常のガス供給弁２１４に供給す
る。弁駆動装置２１６は、弁駆動装置２１６に加わる電
気信号に従つて、ガス供給弁２１４の開放及び閉鎖を制
御する。ガス供給弁２１４がガス駆動装置２１６によつ
て開放状態に動作させられるとき、ガスは弁２１４を通
つてフイルタ２１８まで流れる。フイルタ２１８は通常
の“ＨＥＰＡ”型であつて、そこを流れるガスをろ過し
て、一定寸法、例えば０．３ミクロン以上の微粒子及び
病源生物を取除く。

フイルタ２１８からのガスは、通常の流量制御器２２０
に加わる。流量制御器２２０はそこを通過して導管２２
２に進むガスの流量の制御を行う。導管２２２に流入す
るガスは、コード４８の管路５０内に導かる（第４
図）。流量制御器２２０を通過するガスの量は、そこに
加わる電気信号によつて定められる。

ガス供給弁２１４はペンシルへのガスの供給を選択的に
制御する。後で詳細説明するが、ガス供給弁２１４に対
する弁駆動装置２１６への信号は、外科医によつて選択
的に発生される。流量制御器２２０よつて定められるペ
ンシルへのガス流量は、外科処置の型式及び外科処置中
に使用されるガスの型式（ガス源２００又は２０２から
の一つのガス源）に従つて、外科医により選択される。

電気エネルギをペンシルに加える前に、適正なガス供給
状態を決定するために、２個の圧力トランスジユーサ２
２４及び２２６によつて、ガス圧力及び供給状態が検出
される。圧力トランスジユーサ２２４及び２２６は、そ
れぞれ、流量制御器２２０の前後のガス流通路に接続さ
れる。トランジユーサ２２４は、流量制御器２２０へ供
給されるガスの圧力に対応する信号を供給するトランス
ジユーサ２２４にガス圧力が存在することは、選択され
た一つのガス源２００又は２０２が動作中であることを
示す。トランスジユーサ２２６は、コード４８の管路５
０内で、ペンシル４２のノズル５２の内部１３４におけ
るガスの圧力に比例した信号を供給する（第５図及び第
６図）。トランスジユーサ２２６におけるガス圧力の値
は多くの状態を示す。トランスジユーサ２２６における
ガス圧力が高いときは、つまつたコード又はペンシルが
表示される。極端に低い圧力は、接続されないノズル及
び電極支持装置又は破断したコードを示す。トランスジ
ユーサ２２４と２２６とによつて供給される信号を比較
することは、ＥＳＵに対する適正なガス供給状態を決定
するための一手法である。

さらにペンシル４２内へのノズル及び電極支持装置１０
０の適正な装着決定するために（第５図及び第６図）、
センサ管路７４内のガスの圧力及び流量が検出される。
コードのセンサ管路７４（第４図）からのガスの圧力及
び流量は導管２２８に加えられる。圧力トランスジユー
サ２３０は、圧力を表示する信号を供給する。通常のベ
ンチユリ管２３２が導管２２８に接続されて、ガスの流
量を表わす信号をトランスジユーサ２３４に与える。圧
力トランスジユーサ２３０からセンサ管路の圧力を表わ
す信号を得、また、ベンチユリ管２３２によつてセンサ
管路を通つて戻るガスの流量を表わす信号を得ることに
よつて、ペンシルのノズル及び電極支持装置がペンシル
内に正しく装着され保持されていることを決定すること
ができる。ノズル及び電極支持装置１００がカプラ装置
内に十分挿入されていないときは（第６図）、圧力トラ
ンスジユーサ２３０からの信号は減少する。そのような
状態では、センサ板１４８はガスケット部材１２８と軸
がずれているので、導管１３２ａと１３２ｂとの間の通
路（第７図）は流体を漏らさない通路を構成しない。ま
た、そのような状態にあつては、圧力又は流量のいずれ
かがセンサ管路内で減少して、それが第１０図に示した
導管２２８へ連通する。もちろん、ノズル及び電極支持
装置がペンシルの内部で正しくない位置に挿入されると
きにも同様な状態がおこる。そのような不正位置へ挿入
しようとしても、位置合せ突起１４６によつて不可能な
ものではある（第８図）。

導管２２２及び２２８をコード４８の管路に接続しま
た、コード４８の導体５６へ、ＥＳＧ４６からの電気接
続を行う（第４図）ためのコネクタを第１１Ａ図及び第
１１Ｂ図に示した。第１１Ａ図に示しためすコネクタ２
４０は、ＥＳＧ及びガス供給装置のハウジング２４１内
に保持される。絶縁された電気導体２４２が電気エネル
ギをコネクタ２４０に供給する。導体２４２は、めすレ
セプタクル２４４の軸中心に取付けられる中心ピン・レ
セプタクル２４３に電気的に接続される。管２４６がコ
ネクタ２４０の後部から外側に延びる。マニホルド・デ
イスク２４８をコネクタ２４０の内部に配置して各管２
４６の内部２５０からのガスを弾性封入デイスク部材２
５４内の内部通路２５２と連通させる。管２４６及び通
路２５２は、それぞれ、コネクタの後部で内部レセプタ
クル２４４内に円周状に配置される。止めナットのめす
ねじ部分もコネクタ２４０の一部である、 第１１Ｂ図に示したおすコネクタ２６０には、前方端末
部を含む。複数個の通路２６４が前方端末部２６２を通
つて軸方向に形成される。各通路２６４は、中心コネク
タ片２６８内に形成されて延びる導管２６６と連通す
る。管状部分２７０が中心コネクタ片の後方に延びて導
管２６６を画定する。管状部分２７０はコード４８の管
路５０（及び図示してない７４）内に延びる。コード４
８の供給導体５６は、中心孔２７２を通つて、コネクタ
片２６８内に延びる。中心コネクタ片２６８の前方突出
部２７４が前方端末部中２６２中に導体５６を支持す
る。おすピン・コネクタ２７６は、供給導体５６の外部
端末に電気的に接続される。回転ナツト２７８は、前方
端末部２６２の背後でコネクタ２６０に接続される。コ
ード４８をコネクタ２６０内にしつかりと保持するため
に、管状部分２７０を管路５０及び７４内に押し込む前
に管状部分２７０の外部周囲に接着剤を加える。供給導
体５６の絶縁物の周囲にも、また、接着剤を加えて、コ
ネクタ２６８の中心孔内に導体５６のしつかりと保持す
る。回転ナツト２７８を次に取付け、前方端末部２６２
を接着剤によつて中心コネクタ片２６８に装着する。コ
ネクタ２４０と２６０とを接続するには、前方端末部２
６２をレセプタクル２４４内に挿入する。前方おすピン
・コネクタ２７６は、めずピン・コネクタ２４３のレセ
プタクル内に延びる。前方端末部２６２のスロツト２７
９にはまるレセプタクル２４４の位置合せリブ２７７に
よつて、各通路２６４は、通路２５２の一つと位置合せ
される。ナツト２７８のねじ切り部分をめすねじ部分２
５６のねじ切り部分にねじ込むことによつて、ナツト２
７８を内部レセプタクルに締付けることができる。この
ようにして、管内部２５０からマニホルド・デイスク２
４８の通路の通り、通路２５２と２６４とを通り導管２
６６を通つて、コード４８内の管路５０と７４に到る、
流体の漏れない通路ができる（第５図）。

管２４６のそれぞれには、別個のホースが接続される。
これらのホースは、導管２２２（第１０図）がガスを供
給する共通マニホルドに接続される。センサ管路７４
（第４図）と連通する管２４６の一つは、別のホースで
導管２２８（第１０図）に接続される。

コネクタ２４０及び２６０を使用するので、希望又は必
要に応じて、コード４８及びペンシル４２の付属部分
（第６図）を比較的便利に取替え可能である。コード及
びペンシル部分は、希望によつて殺菌できる。コネクタ
２４０及び２６０は、また、コード４８の全長に沿つて
中心に配置される供給導体５６に電気エネルギを導く装
置としても動作するので、漏れ電流を減少して、外科部
位以外に意図しない余分な電気エネルギの伝送に対する
安全性を増し前述した利点を確実にする。

電気外科発生器（ＥＳＧ） ＥＳＧ４６の主要素子を第１２図に示した。ガス供給装
置４４は、第１０図についてすでに説明した。制御スイ
ツチ３００は信号を送つて、ペンシルへのガスの供給を
開始させ、また、ペンシルへのガスの供給とガス噴流に
対する電気エネルギの供給との両方を開始させる。ペン
シルからのガスの噴流で、電気エネルギを導かないもの
は、外科医によつて、通常、電気外科凝固効果を生じさ
せる電力を加える以前に組織から流体を取除く、すなわ
ち、組織を乾燥させるために加えられる。堆積した流体
がガス噴流によつて払いのけられると凝固に対するガス
の流れが、流体を十分取除いて、よりよい凝固効果を得
ることができる。

ＥＳＧ４６には前面盤制御装置３０２を含む。スイツチ
やポテンシオメータのような多くの制御装置によつて、
凝固中に供給される選択された量の電力を定める信号、
ペンシルから供給されるガスの選択された流量を定める
信号、ガスが供給される二つのガス源２００又は２０２
（第１０図）のうちの一つを定める信号、その他の信号
を供給する。ガス供給装置４４を制御する信号は、前面
盤制御装置３０２からガス供給装置４４に送られる。ペ
ンシルからのガスの圧力及び流量の信号も、電気エネル
ギの供給以前にペンシルのノズル及び電極支持装置１０
０の適正な接続（第５図及び第６図）を決定するため
に、前面盤制御装置３０２を通して送られる。

論理制御回路３０４は、ＥＳＧ４６の主制御構成部分で
ある。論理制御回路３０４は、制御スイツチ３００から
の信号を解読して、ペンシルへのガス及び電気エネルギ
の供給を可能とする。ガスに関する警報状態は、論理制
御回路３０４によつてガス供給装置４４から供給される
ガスに関する警報信号に応答して検出される。論理制御
回路３０４は、すべのエネルギ要求及びガス警報状態が
満足されるまでは、無線周波数電気エネルギをペンシル
に供給するのを阻止する。

論理制御回路３０４がすべての適正な動作可能信号を受
信するとき、電力供給制御回路３０６が論理制御回路３
０４からの信号によつて動作開始となる。電力供給制御
回路３０６は電力供給装置３０８を制御する。電力供給
装置３０８は、通常の交流電源３１０から電気エネルギ
を受け入れる。電力供給制御回路３０６は電力供給装置
３０８を制御して、所定の電力量を供給させる。電力制
御のために帰還信号が電力供給装置３０８から電力供給
制御回路３０６に加えられる。

所定レベルの電力が電力供給装置３０８からＲＦ駆動回
路３１２に供給される。論理制御回路３０４は、ＲＦ切
替信号をＲＦ駆動回路３１２に加えて、ＲＦ駆動回路３
１２が電力供給回路３０８からの電気エネルギをＲＦ駆
動パルスによつて定められる周波数で共振出力回路３１
４に選択的に結合させる。エネルギは共振出力回路３１
４からペンシル４２に伝達され、また、電流は、患者電
極板７０から共振出力回路３１４に戻る（第４図）。Ｒ
Ｆ駆動回路３１２は、ＲＦ駆動パルスによつて定まる所
定の周波数で共振出力回路３１４を充電し、また、共振
出力回路３１４は、その共振周波数で電気エネルギを外
科部位の組織に導いて放電する。

アーク・センサ回路３１６は、放電療法中、複数個の電
力レベル、特に所定最大目標電力レベル、所定目標電力
レベルのうちの一つと、所定動作供給電力レベルとの間
で、供給電気エネルギの値を切替える。アーク・センサ
回路３１６が信号を論理制御回路３０４に送ると、論理
制御回路３０４が電力供給回路３０８及びＲＦ出力駆動
回路３１２から共振出力回路３１４に導かれる電気エネ
ルギの量を制御する。ペンシルが組織から所定の動作距
離内に置かれないときは、最大目標電力レベルがペンシ
ルから供給される。ペンシルを組織へ十分近接した所定
距離まで移動させるときは最大目標電力レベルは自動的
に最小目標電力レベルに減少される。所定の十分な近接
は、共振出力回路からアーク・センサ回路３１６に加わ
る信号によつて決定される。ペンシルが組織までの所定
近接距離に留まるとき電力レベルは自動的に動作電力レ
ベルに切替えられる。アーク・センサ回路３１６は、共
振出力回路３１４の信号によつて反映されるように、ア
ーク状態を検出して適正な電力供給レベルを決定する。

放電療法よりも、もつと穏かで積極性の少ない乾燥療法
を行うためには、かなり低いレベルの動作電力を連続的
にペンシルに加え、また、異なるガスを使用するのが好
ましい。ペンシルが組織から十分離しておかれるとき、
連続的に加える電力によつてペンシルから放出されるガ
ス噴流中にコロナ放電を生じる。このコロナ・ビーム
は、動作レベルの電力が組織に加えられる点をねらう、
すなわち、指向するように使用することができる。ペン
シルを組織に十分近くまで移動させると、コロナ・ビー
ムの長さは生長して、ついに、ペンシルから組織までの
全体の伝導がガス噴流中に生じる。アーク・センサ回路
３１６は乾燥療法中は動作しない。乾燥のために加えら
れる電力の動作レベルは比較的低くて、異るレベル間の
切替は不必要であるからである。

制御スイツチ３００は、電気外科で一般に使用される足
踏み制御スイツチのような一般的な装置であるので詳細
な説明はしない。制御スイツチ３００は、また、ペンシ
ル上に取付ける指操作電気スイツチの形とすることもで
きる。制御スイツチ３００から供給される２個の信号に
は、第１４図に示したように、導線３２０に加えられる
“ＣＳＧＡＳ”信号と導線３２２に加えられる“ＣＳＣ
ＯＡＧ”信号とがある。ＣＳ ＧＡＳ信号は、外科医が
電気エネルギをガス噴流に加えないで、ペシシルからガ
ス噴流だけの供給を欲したときに発生される。また、Ｃ
Ｓ ＣＯＡＧ信号は外科医が選択した所望ガスの流れ及
び電気エネルギの両方を供給することを欲するときに発
生される。

ＣＳ ＣＯＡＧ信号は、マクロ動作形態が選択されたか
又はミクロ動作形態が選択されたか従つて、放電療法に
おけるガス噴流中に最大目標電力供給レベル及び乾燥療
法における選択された動作電力供給レベルを最初に定め
る。その後、ペンシルが組織から所定近接距離に接近す
ると、アーク・センサ回路が論理制御回路３０４を自動
的に放電療法用の動作所定電力レベルに切替えさせる。

前面盤制御装置３０２の詳細を第１３図に示した。スイ
ツチ３２４は放電療法が希望されるか、乾燥療法が希望
されるかによつて、ガス源２００又は２０２（第１０
図）のうちの一つから供給されるガスの型式を選択する
ために設けてある。スイツチ３２４の位置に従つて“ガ
ス源”信号が導線３２６に加えられる。導線３２６にガ
ス源信号が存在するときは、ガス源の一方又は他の選択
を表わし、また、導線３２６にガス源信号が存在しない
ときは、他のガス源の選択を表わす。

スイツチ３２８は、本発明によつて可能な二つの異なる
型式すなわち形態の凝固効果のうちの、放電療法か乾燥
療法かどちらかを選択するために設けてある。放電療法
凝固効果は、電気エネルギがイオン化ガス通路内をアー
クによつて組織まで伝達されるときに生じるものでこの
型式の動作は、極めて大きな積極的組織効果によつて
“マクロ”動作形態と呼ぶ。乾燥療法凝固効果は、なる
べく異なる型式のガスを比較的低い流量で流す噴流中に
アークを生じない電流として比較的小量の電気エネルギ
を拡散結合することによつて得られるものであつて、こ
の型式の動作を以下に“マイクロ”形態の動作と呼ぶ。
マクロ形態の動作では、電源３３０からの電圧がスイツ
チ３２８を通つて表示電球３３２に結合される。導線３
３４における信号レベルは、論理低レベルであつて、マ
クロ形態の動作が選択されていることを表わす。スイツ
チ３２８を他の位置に切替えると、電源３３０からの電
圧を導線３３４に論理高レベルを生じるように加え、表
示電球３３６を点灯して、マクロ動作状態を表示する。
導線３３４に加わる信号は“ミクロ／マクロ”信号であ
つて、この信号の低レベル及び高レベルはそれぞれマク
ロ形態の動作及びミクロ形態の動作を表わす。

必要に応じて、スイツチ３２４と３２８とを一緒に接続
することによつて、一つの特定のガス源をいつも特定の
形態の動作に使用することができ、また、その逆の使用
も可能である。

流量ポテンシオメータ３３８は、ベンシルから噴流に放
出されるガスの所望の流量を外科医が選択することを可
能とする。ポテシオメータ３３８からの信号は、バツフ
アに加えられる。“Ｖ流量”信号が導線３４２に加えら
れる。Ｖ流量信号は、ポテンシオメータ３３８からの信
号に関係するアナログ信号である。導線３４２における
Ｖ流量信号はペンシルから流れるガスの選択された流量
に関係する。

別のポテシオメータ３４４によつて、マクロ形態又はミ
クロ形態のいずれかの動作においても、ペンシルから供
給される動作電力の所定レベルすなわち所定値を外科医
が選択することを可能とする。バツフア３４５はポテン
シオメータ３４４からの信号を受信して導線３４８に
“Ｖ ＡＣＴ”信号を供給する。導線３４８におけるＶ
ＡＣＴ信号は、外科医が選択した電圧又は動作電力の
最大値に関係するアナログ信号である。ポテンシオメー
タ３４４からの信号は、また、導線３３４のミクロ／マ
クロ信号とともにスケール装置３４６に加えられる。導
線３３４におけるミクロ／マクロ信号が低レベルのとき
は、スケール装置３４６は、ポテンシオメータ３４４で
発生された信号のレベルを所定のスケール・レベルに変
える。導線３３４のミクロ／マクロ信号が高レベルのと
きは、スケール装置３３４から供給される信号は、異る
所定レベルに変えられる。スケール装置３４６からの信
号は、アナログデイジタル変換器、セグメント駆動器及
びマルチプレクサ３５０に加えられる。スケール装置３
４６からの信号は、マルチプレクサ３５０によつて得ら
れる表示のスケールすなわち利得を変化させる。

アナログデイジタル変換器、セグメント駆動器及びマル
チプレクサ３５０は、導線３５６によつて“ＶＦ ＤＩ
Ｇ”信号を受信し、また、選択された動作の形態に従つ
て外科医に選択された動作電力の値を表わすアナログ信
号をスケール装置３４６から受信する。第１０図の説明
からわかるように、導線３５６におけるＶＦ ＤＩＧ信
号は、導線３４２におけるアナログ信号で表わされるガ
スの選択された流量を表わすデイジタル信号である。導
線３５２に加わる多重化信号の制御によつて、マルチプ
レクサ３５０はスケール装置からの信号をデイジタル形
式に変換して、表示装置３５４を流量信号及び電力レベ
ル信号に従つて付勢する。表示装置３５４には、凝固中
に供給することを選択された動作電力の所定値を示す部
分と選択された最大ガス流量を示す部分とを含む。

第１０図に示したように、ＥＳＧ４６の論理制御回路に
は、トランスジユーサ２２４，２２６，２３０及び２３
４からの圧力信号を受信する流量警報論理回路３６０を
含む。流量警報論理回路３６０は、トランスジユーサの
供給する信号から適当な流れ状態を決定する通常のデイ
ジタル論理素子を含む。流量警報論理回路３６０は、導
線３２６にガス源信号が加わるとき応答可能となつて前
述した信号を送出する。導線３２６のガス源信号は流量
警報論理回路３６０を制御して、選択したガス源に対し
て異る警報レベルを定める。ガス供給装置４４からガス
の少い流量、すなわち減少した量が供給されるときは、
発振器３６４に対する導線３６１に信号が加えられる。
発振器３６４は、導線３６１の信号を比較的低い切替速
度で切替えて、“少流量”発振信号を導線３６２に送出
する。導線３６２の少流量信号は、第１３図に示したよ
うに、トランジスタ３６６及び表示ランプ３６８を付勢
する。第１０図に示したように、流量警報論理回路３６
０から少流量状態では可聴警報装置３７０もまた付勢さ
れる。従つて、少流量状態では、点滅ランプ（第１３
図）及び可聴警報装置３７０が付勢されて、ガスの少流
量状態を使用者に警報する。警報レベル状態は、トラン
スジユーサ２２４，２２６及び２３０からの信号によつ
て表わされる過度に高い圧力又は過度に低い圧力を、主
として検出し比較することによつて決定される。

第１０図に示したように、センサ管路７４（第４図）及
び導管２２８における圧力及びガス流量の有無によつて
決定される故障がペンシルに存在する状態では、流量警
報論理回路３６０が流量故障信号を導線３７２に供給す
る。導線３７２に供給された流量故障信号は、第１３図
に示したように、トランジスタ３７４及びＲＦ切断表示
ランプ３７６を付勢させる。“流量警報”信号が導線３
７８に発生される。導線３７８における流量故障信号
は、流量故障状態におけるＥＳＧからの電気エネルギの
発生を阻止するように動作する。

制御スイッチ３００（第１２図）が、導線３２０とＣＳ
ＧＡＳ信号、又は導線３２２のＣＳ ＣＯＡＧ信号の
いずれかを論理制御回路３０４（第１４図）に供給する
とき、導線３８０の“ガス弁”信号が最終的に決定され
る。ガス弁信号は、ペンシルからガスの供給を要求する
ように制御スイツチが手動操作される期間中、及び制御
スイツチを開放後、所定の遅延期間、例えば、５秒間
は、導線３８０に存続する。この遅延期間は、外科医
が、ガスの供給を中断することなく、処置中の電力を迅
速に接及び断に切替え可能とするものである。導線３８
０におけるガス弁信号は、第１０図に示したように、ペ
ンシルへガスを供給するため、ガス供給装置４４のガス
供給弁２１４を開くように弁駆動装置２１６を制御す
る。

スイツチ３２４（第１３図）から導線３２６に加えられ
るガス源信号は、第１０図に示したように、ガス選択及
びスケール論理素子３８２に加えられる。ガス選択及び
スケール論理素子３８２は、導線３２６に現れるガス源
信号のレベルに従つて、動作信号を弁駆動装置２１０に
加える。弁駆動装置２１０は、ガス選択弁２０８を動作
させて、二つのガス源２００または２０２のうち、ペン
シルに供給する一つのガスは選択する。ガス選択及びス
ケール論理素子３８２は、また、導線３４２に加わるア
ナログＶ流量信号をデイジタル形に変換し、スケールを
付して、ＶＦ ＤＩＧ信号として導線３５６に供給す
る。ＶＦ ＤＩＧ信号のスケール・レベルは選択された
ガス源に従つて導線３２６におけるガス源信号によつて
定められる。

流量制御器２２０を制御する信号は、ダイアル・流量電
圧変換器３８４から供給される。導線３４２によるＶ流
量信号は、変換器３８４に加わつて、流量制御器２２０
を通過するガス流量を定める一次信号をつくる。

導線３８０によるガス弁信号は、また変換器３８４にも
加つて、ガス供給弁２１４が圧力及び流量の行き過ぎ、
又は激動をさけて、円滑に始動動作へ転換ができるよう
に、流量制御器２２０へ加える制御信号を制御する。ガ
ス源信号は、また、変換器３８４にも加わつて、選択さ
れたガスの型式に対し、流量制御器２２０が直線的に制
御できるようにする。

論理制御回路３０４の詳細を第１４図に示した。導線３
２０によるＣＳ ＧＡＳ信号及び導線３２２によるＣＳ
ＣＯＡＧ信号は別個に制御スイツチ３００（第１２
図）から制御論理素子３８６に加えられる。制御論理素
子３８６は、ペンシルからガスの供給が要求されるとき
だけ導線３８８に信号を供給する。導線３８８の信号
は、遅延素子３９０に加わる。遅延素子３９０は、導線
３８８に信号が加わると直ちに導線３９２に信号を送出
する。しかしながら、遅延素子３９０は、導線３８８に
加わる信号が消滅した後も所定の時間間隔中は、導線３
９２の信号の除去を遅延させる。導線３９２における信
号は、ＯＲゲート３９４に加わり、ＯＲゲート３９４か
らの出力は、導線３８０のガス弁信号となる。導線３８
０のガス弁信号は、前述したように主として、ベンジル
へのガスの供給を制御する動作を行う。遅延素子３９０
は即座のガスの流れの中断を阻止して、外科医がガスの
流れを中断しないで、処置中電力を迅速に接及び断に切
替えることを可能としている。

制御論理素子３８６が導線３２２からＣＯＡＧ信号を受
信すると、導線３９６に信号を加える。導線３９６にお
ける信号は“要求”信号となつて電力の供給を要求する
ことを表わす。導線３９６の信号は、また、ＯＲゲート
３９４にも加わる。このようにして、導線３９６の信
号、又は導線３９２の信号のいずれかが導線３８０のガ
ス弁信号となる。従つて、制御スイツチからのガスの要
求（導線３２０のＣＳガス信号）又は電気外科凝固信号
の要求（導線３２２のＣＳ ＣＯＡＧ信号）のいずれか
が導線３８０におけるガス弁信号となる。時間遅延装置
３９８は、導線３９６の信号を受信する。時間遅延装置
３９８は、導線３９６の要求信号が低レベルに下つた後
所定の時間間隔で導線４００に“ＫＨＶ”信号を供給す
る。

導線３９６における要求信号は、電力供給回路３０８
（第１０図）から電力の供給を開始させる一般的目的で
電力供給制御装置３０６に加えられる（第１２図及び第
１６図）。導線４００におけるＫＨＶ信号は、最後的に
は、電力供給装置からＲＦ出力駆動回路３１２（第１２
図）に供給される高電圧の供給を中断又は消滅させるた
めに、最終的には電力供給回路３０８に加えられる。

第１４図に示したように、論理制御回路３０４には、周
波数発生クロツク４０２を含む。クロツク４０２には、
水晶発振器のような通常の周波数源を含む。クロツク４
０２は、また通常の周波数分割素子も含んで、導線３５
２に信号を供給する。導線３５２における信号は、もち
ろん、アナログデイジタル変換器、セグメント駆動器及
びマルチプレクサ３５０（第１３図）に加わる。クロツ
ク４０２は、また１MHzのクロツク信号を導線４０６に
供給する。導線４０６のクロツク信号は、クロツク４０
２の供給する最も高い周波数であつて、この周波数はペ
ンシルに加える出力ＲＦエネルギを制御し、ＥＳＧの論
理素子を同期切替えるための低い周波数を導き出すため
に使用される。

周波数分割器４０８は導線４０６でクロツク信号を受信
する。周波数分割器４０８は、４個の所定の低い周波数
信号を導線４１０，４１２，４１４及び４１６に供給す
る。導線４１０，４１２，４１４及び４１６に加わる周
波数信号に、共振出力回路３１４（第１２図）に供給さ
れる付勢パルス、すなわち、駆動パルスの供給及び持続
時間を、ＥＳＧを通して、主として制御するために使用
される。導線４１０，４１２，４１４及び４１６の周波
数信号は、駆動パルス発生器４１８に加わると、駆動パ
ルス発生器４１８は導線４２０に駆動パルスを発生す
る。導線４２０における駆動パルスは、ＲＦ駆動回路
（第１２図及び第１７図）に加えられて、電力供給回路
３０８から共振出力回路（第１２図）へのエネルギの供
給を制御する。

“目標／動作”信号は、放電療法形態で動作中にアーク
・センサ回路３１６（第１２図及び第１９図）から導線
４２２に加えられる。導線４２２の目標／動作信号のレ
ベルは、放電療法凝固効果の要求期間中、供給される電
気エネルギのレベルを制御する。ＡＮＤゲート４２４
は、その入力に、導線４２２から目標／動作信号と導線
３９６からＣＳ ＣＯＡＧ信号を受信する。導線４２２
と導線３９６の両方の信号が高レベルのとき、ＡＮＤゲ
ート４２４は、導線４２６に“ＴＡＲ”信号を供給す
る。導線４２６におけるＴＡＲ信号は、目標レベルの電
気エネルギをペンシルの針電極に供給中存在する。目標
レベルのエネルギを使用するのは、また、電気外科効果
が所望されないか又は不可能な時間中で、通状ペンシル
が組織から十分離れておかれる時間中に、周囲環境に漏
れ又は伝達される無線周波数エネルギの量を減少させる
ためである。

導線４２２に加わる目標／動作信号は、インバータ４２
８によつて反転されて、反転された信号がＡＮＤゲート
４３２の一方の入力に加わる。ＡＮＤゲート４３２の他
方の入力は、導線３９６の信号である。導線４２２の目
標／動作信号が低レベルであつて、導線３９６の要求信
号が高レベルのときは、ＡＮＤゲート４３２から“ＡＣ
Ｔ”出力信号が導線４３４に加わる。ＡＣＴ信号は、前
面盤制御装置３０２（第１２図及び第１３図）で外科医
によつて選択された動作状態のすなわち、所定の最大電
力値をＥＳＧが供給しているときに、存在する。

導線４２２における目標／動作信号が高レベルのとき
は、目標レベルの電力が供給されてＴＡＲ信号が供給さ
れる。導線４２２における目標／動作信号４２２が低レ
ベルのときは、動作状態の、すなわち、所定の最大電力
値が供給されて、ＡＣＴ信号が供給される。導線４３０
の反転された目標／動作信号は、また、駆動パルス発生
器にも加つて、導線４２０への駆動パルスの供給を制御
するのに使用される。

導線４３４のＡＣＴ信号は、第１３図に示したように前
面盤制御装置３０２のトランジスタ４３６に加えられ
る。ＡＣＴ信号はトランジスタ４３６を付勢して表示ラ
ンプ４３８を点灯させ、電力の有効量がペンシルに供給
されていることを示す。

第１４図に示したように、導線４４０によつて“ＡＣ
Ｋ”信号が電力供給制御回路３０６（第１６図）から論
理制御回路３０４に加えられる。電力供給制御回路３０
６については後で詳細説明するが、導線４４０のＡＣＫ
信号は、導線３９６に要求信号が加えられた後で、電力
供給が所望の動作エネルギ供給レベルの所定の範囲まで
接近した後に発生する。従つてＡＣＫ信号は、電力供給
が動作中であることの確認として役立つ。

導線４４０のＡＣＫ信号及び導線３７８の流量警報信号
は遅延論理回路４４２に加わる。遅延論理回路４４２
は、導線４４０のＡＣＫ信号及び導線３７８の流量警報
信号が加つてから所定時間後に導線４４４に“ＣＧＥ
Ｎ”信号を送出する。遅延論理回路４４２は、電力供給
が適正に動作中であること（導線４４０にＡＣＫ信号を
受信）また、ＣＧＥＮ信号を送出する以前には、ＥＳＧ
の適正な動作を阻止するガス流量警報状態が存在しない
こと（導線３７８の流量警報信号の高レベルが消滅）を
論理的に定める。第１３図からわかるように、導線３７
８の流量警報信号の適正な動作信号レベルは、高レベル
信号であつて、この信号は、導線３７２の流量故障信号
がトランジスタ３７４を付勢していないときに発生す
る。導線４４４のＣＧＥＮ信号は、導線３７８及び４４
０による信号によつて指示される適正な状態が確定され
た後、所定の時間後に供給される。

駆動パルス発生器４１８は、導線４４４にＣＧＥＮ信号
が、また導線４２２に目標／動作信号が存在することに
応答して導線４２０に駆動パルスを供給することは、第
１４図に示す通りである。導線４２２の目標／動作信号
と導線４４４のＣＧＥＮ信号は、ＡＮＤゲート４４６の
入力端子に加わる。ＡＮＤゲート４４６の出力信号は、
フリツプフロツプ４４８のクロツク端子に加わる。フリ
ツプフリツプ４４８のクロツク端子に高レベル信号が加
わると、フリツプフロツプ４４８のＱ出力端子に高レベ
ルの出力信号を生じる。Ｑ出力端子からの高レベル信号
と導線４２２の目標／動作信号はＡＮＤゲート４５０に
加わる。ＡＮＤゲート４５０からの出力信号は導線４５
２のブースタ制御信号となる。

導線４５２のブースタ制御信号はＪＫフリツプフロツプ
４５４のＪ端子に加わる。導線４１６の周波数信号はク
ロツク周波数としてフリツプフロツプ４５４のクロツク
端子に加わる。導線４５２にブースタ制御信号が加つた
後に、次のクロツクパルスが加わると、フリツプフロツ
プ４５４のＱ出力端子から高レベルの出力ブースタ信号
が導線４５６に供給される。導線４５６のブースタ信号
はＯＲゲート４５８の一つの入力に加わる。ＯＲゲート
４５８へ一つの入力信号が存在する間は、駆動パルス信
号が導線４２０に現われる。導線４５６のブースタ信号
の持続時間は、フリツプフロツプ４５４の否定Ｑ端子か
ら入力信号を受信するワンシヨツトマルチバイブレータ
４６０によつて定められる。否定Ｑ入力信号が低レベル
に変つてから所定時間後に、マルチバイブレータ４６０
は導線４６２にリセツト信号を送つてフリツプフロツプ
４５４をリセツトされる。従つて、ワンシヨツト・マル
チバイブレータ４６０は導線４５６に加わる各個別ブー
スタ信号の最大持続時間を限定して、導線４２０に駆動
パルスを発生される装置として役立つ。導線４５６に加
わるブースタ信号の各パルスは、導線４５２の信号が高
レベルを維持し、またパルスが導線４１６に加わる期間
中はパルス状に繰返される。導線４５６の各パルス状ブ
ースタ信号は、導線４１６に加わる周波数信号の各パル
スによつて発生されて、ワンシヨツトマルチバイブレー
タ４６０から導線４６２に加わるリセツト信号によつて
消滅される。

導線４５６にパルス状ブースタ信号の加わる最大寺間、
従つて導線４２０にブースタ駆動パルスが加わる最大時
間を制限するために、ワンシヨツトマルチバイブレータ
４６４がフリツプフロツプ４４８の否定Ｑ出力端子に接
続される。駆動パルスとしてブースタ信号パルスの供給
を所望する所定の最大持続時間後に、ワンシヨツトマル
チバイブレータ４６４は導線４６６にリセツト信号を加
えて、フリツプフロツプ４４８をリセツトさせる。フリ
ツプフロツプ４４８のＱ出力端子の信号が低レベルにな
ると、導線４５２のブースタ制御信号、導線４５６のブ
ースタ信号及び導線４２０のブースタ駆動パルスを消滅
させる。ブースタ駆動パルスは、動作電力レベルが消滅
して目標電子レベルが回復したのち、又はガス噴流に最
初に電力を加えたときに発生される。

ブースタ駆動パルスの目的は、ペンシルのガス噴流にイ
オン化を開始させることにある。信頼できる方法でイオ
ン化を開始するにはガス中のイオン化状態を維持するの
とは異る量のエネルギを必要とする。導線４２０のブー
スタ駆動パルスは、目標駆動パルス及び動作駆動パルス
よりも持続時間の長いものが好ましい。ブースタ駆動パ
ルス持続時間が長いものは、ベンジルの電極により多く
の電気エネルギを加えることになる。一般に幅の広いブ
ースタ駆動パルスはペンシルの電極に高い電圧を発生す
る。高い電圧は、大きな電界を発生して、電極を囲む電
界がガス噴流中にイオン化通路を開始させる。

電極と組織との間にイオン化通話を開始させることの困
難性は、ほとんどすべての型式の電気外科装置に共通す
るものであつて、イオン化ガス噴流中に電気エネルギを
導く型式のものに限らない。従つて、イオン化通路を開
設するために、少しエネルギの大きい、すなわち少し幅
の広いブースタパルスを加えるという概念は、多くの電
気外科装置に適用が見出せる改良である。

導線４２０に発生される目標駆動パルスは、ブースタパ
ルスよりも持続時間の短いものであるが、イオン化通路
を維持し、ガス噴流中に目標ビームを維持するには十分
なものである。目標駆動パルスを発生させるためには、
フリツプフロツプ４４８のＱ端子からの出力信号をイン
バータ４６８で反転させて、ＡＮＤゲート４７０の一方
の入力端子に加える。導線４２２に加わる目標／動作信
号は、ＡＮＤゲート４７０の他の入力端子に加わる。フ
リツプフロツプ４４８のＱ出力端子の信号が低レベルに
低下すると、インバータ４６８からは高レベルの出力信
号が供給される。目標状態では導線４２２の目標／動作
信号のレベルは高レベルである。このとき、ＡＮＤゲー
ト４７０は導線４７２の高レベル目標制御信号を、クロ
ツク同期ＪＫフリツプフロツプ４７４のＪ入力端子に加
える。導線４１６に周波数信号の第１パルスを受信する
と、ＪＫフリツプフロツプ４７４はＱ出力端子から導線
４７６にパルス目標信号を発生する。ワンシヨツトマル
チバイブレータ４７８は、フリツプフロツプ４７４の否
定Ｑ出力端子からの低レベル信号に応答して、導線４７
６の信号が高レベルに移つてから所定時間の経過後に、
導線４８０のリセツト信号をフリツプフロツプのリセツ
ト端子に加える。。フリツプフロツプ４７４はリセツト
されて導線４７６の信号は、低レベルに変つて個別目標
パルス信号を発生する。ワンシヨツトマルチバイブレー
タ４７８は、各目標パルスの幅を定める。このようにし
て、目標パルス信号は、導線４７２の目標制御信号と導
線４１６の周波数信号が存在する間は発生される。導線
４７６の目標パルス信号は、ＯＲゲート４５８を介して
結合されて、導線４２０の目標駆動パルスとなる。

導線４７６における目標パルス信号の各個別パルスの持
続時間は、導線４８２から目標電力切替信号、すなわ
ち、“ＴＲＳＷ”信号を加えることによつて短縮させる
ことができる。ＴＰＳＷ信号はマルチバイブレータ４７
８の時間の遅れを変化させて導線４７６の目標パルスの
幅を短縮させる。導線４８２によるＴＰＳＷ信号は、目
標電力と動作電力との間で破壊がおこる距離にペンシル
がおかれるときに、ＥＳＧにおこる目標電力カレベルと
動作電力レベルとの間の急激な切替え、又はフラツタか
らＥＳＧを防止するために、アーク・センサ回路３１６
（第１２図及び第１９図）から供給される。導線４８２
のＴＰＳＷ信号は、アーク・センサ回路がペンシル電極
から組織へ、アークの移動を最初に検出したときに発生
する。目標パルスの幅は、所定数の他のアークが検出さ
れるまで、直ちに短縮されるが、これはペンシルが全電
力を加えるのに十分近接した位置にあることを意味す
る。所定時間が経過しても、他のアークが検出されない
ときは、ＴＰＳＷ信号は消滅されて、十分な幅の目標パ
ルスが再度加えられる。

ＴＰＳＷ信号が存在するとき、パルス幅を短縮するこ
と、従つて目標パルスのエネルギを減少させることは、
ガス噴流中のイオン化通路を消すほど極端のものではな
い。

駆動パルス発生器４１８は、導線４３０に動作制御信号
が発生するとき、導線４２０に動作駆動パルスを供給す
る。導線４３０の動作制御信号は、導線４２２の目標／
動作信号が低レベルとなつたときに発生して、有効な凝
固エネルギを供給できる状態を示す。導線４３０の動作
制御信号は、クロツク同期、エツジ・トリガＪＫフリツ
プフロツプ４８４のＪ入力端子に加えられる。フリツプ
フロツプ４８４のクロツク端子に加えられる、導線４１
６の周波数信号が次の転換をするとき、フリツプフロツ
プ４８４のＱ出力端子から出力パルス信号が発生され
る。その後間もなく、導線４１０のかなり高い周波数信
号が転換するとき、フリツプフロツプ４８４はリセツト
される。フリツプフロツプ４８４の出力パルスは、パル
ス引伸し回路４８６に加えられる。各パルスは、パルス
引伸し回路４８６のパルスの消滅遅延特性、すなわち、
引伸し特性によつて定まる、所定量によつて、パルス持
続時間が信頼をもつて延長される。導線４８８に動作パ
ルス信号が発生して、ＯＲゲート４５８に加わる。導線
４８８の動作パルス信号は、他の信号がＯＲゲート４５
８の入力端子に加わらないとき、導線４２０への動作駆
動パルスとなる。

これまでの説明から、導線４２２に加わる高レベルの目
標／動作信号は導線４５６へのブースタ・パルス信号と
導線４７６への目標パルス信号の供給を制御し、また、
導線４２２に加わる低レベルの目標／動作信号は、導線
４８８へ動作パルス信号を供給させる。導線４２２の目
標／動作信号が高レベルであるときは、フリツプフロツ
プ４４８，４５４及び４７４は前述したように動作す
る。動作凝固電力を所望するときは、導線４２２の目標
／動作信号は低レベルになるので、フリツプフロツプ４
４８，４５４及び４７４を動作不能とするが、フリツプ
フロツプ４８４を動作可能とするので、このフリツプフ
ロツプ４８４から動作パルス信号を導線４８８に供給す
る。インバータ４６８が、フリツプフロツプの４５４か
４７４かいずれか一方だけがある時間にパルス信号を供
給することを確実にする。ブースタ・パルスが供給され
る時間の長さは、ワンシヨツトマルチバイブレータ４６
４の時間間隔によつて定められ、また、この時間間隔
は、ガス噴流中に十分な最初のイオン化を生じて、目標
パルスを維持できるように、あらかじめ定めておく。イ
オン化が開始され、また、マルチバイブレータ４６４が
不動作の時間には、フリツプフロツプ４７４が導線４７
６に目標パルス信号を供給して、イオン化を維持し、ま
た、ガス噴流中にコロナ放電を発生させる。導線４７６
の目標パルス信号は、動作凝固電力レベルへの切替がお
こるまでは、全長幅か短縮幅かいずれかで現われるが、
切替がおこるときは、導線４８８に動作パルス信号が現
われて、導線４７６の目標パルス信号は消滅する。外科
医がペンシルを組織の近接距離外に移動させるために、
動作パルス信号が消滅するときは、導線４７６に目標パ
ルスが再現する。導線４４０にＡＣＫ信号が加わりま
た、動作電力供給レベルから目標電力供給レベルに変化
した場合に限って、ブースタ・パルス信号が発生する。
ブースタ・パルスを使用することによつて、動作電力が
存在しないときは、つねに目標パルスが設定されること
を確実にする。従って、一型式のパルス信号だけが、あ
る時点でＯＲゲート４５８の入力導線、４５６，４７６
又は４８８に加わる。導線４５６，４７６及び４８８に
は別のパルス信号の重複又は混同がないので、駆動パル
ス発生器４１８の適正な動作が確保される。

第１５図に電力供給回路３０８の詳細を示した。通常の
１１０ボルト又は２２０ボルトの交流電源のような、通
常の交流電源３１０が通常のコネクタ４９０を通して電
力供給装置３０８へ電気エネルギーを供給する。線路変
圧器４９４の一次巻線４９２がしや断器４９６を通して
加えられる通常の交流電力を受電する。線路変圧器４９
４の二次巻線４９８は、電気外科発生器に使用を欲する
所定の最大値に出力電圧を逓昇又は逓降させる。高電圧
トライアツク（ＴＲＩＡＣ）５００を線路変圧器４９４
の二次出力巻線の回路に接する。高電圧トライアツク５
００は、二次巻線によつて供給される交流信号の各半サ
イクルの間に導線５０２に加えられる“ＨＶＴＲ”信号
によつて点火すなわちトリガされる。各半サイクル中に
おける高電圧トライアツク５００の導電時間を制御する
ことによつて、トライアツクから供給される電力値が制
御される。交流電力は、通常のダイオード整流ブリツジ
５０４に加えられる。このブリツジ５０４はフイルタ・
コンデンサ５０６の両端に高電圧直流電源を生じる。こ
の高い直流電圧は、高電圧平滑フイルタ５０８と抵抗５
１０に加わる。正の高電圧“＋ＨＶ”は導線５１２に現
われ、また、負の高電圧“−ＨＶ”は導線５１４に現わ
れる。高電圧直流電力は導線５１２及び５１４によつて
電力供給回路３０８から供給される。

導線５１６における“ＶＳＥＮ”信号は、コンデンサ５
０６の両端の高電圧の値に関係又は相当する。流れる電
流を表わす信号は導線５１８に加えられて“ＩＳＥＮ”
と呼ぶ。導線５１８のＩＳＥＮ信号は抵抗５１０を流れ
る電流から導かれる。導線５１６のＶＳＥＮ信号及び導
線５１８のＩＳＥＮ信号は、導線５０２のＨＶＴＲ信号
のタイミングを定めるための帰還制御信号として、電力
供給制御回路３０６（第１２図及び第１６図）に加えら
れる。

動作凝固電力に対する要求が急速に終了するときは、Ｈ
ＶＴＲ信号は消滅してトライアツク５００は非伝導とな
る。その後、直ちに抵抗５２０が制御スイツチ５２２に
よつてコンデンサ５０６の両端に選択的に接続される。
導線４００のＫＨＶ信号は、制御スイツチ５２２を閉じ
る制御信号として役立つ。制御スイツチ５２２が閉じる
と抵抗５２０がすみやかにフイルタ・コンデンサ５０６
を放電させる。

導線５２４の接地基準に対して比較的低い電圧の正及び
負の直流電源が整流ブリツジ５２６と正及び負のフイル
タ・コンデンサ５２８及び５３０によつて得られる。二
次巻線４９８の一部が整流ブリツジ５２６に対する適当
な電圧レベルを供給する。正の直流電力は導線５３２に
供給され、また負の直流電力は、導線５３４に供給され
る。導線５３２及び５３４における電力レベルはＥＳＣ
の論理素子その他の制御素子を付勢する。“ＡＣ”信号
が二次巻線４９８から導線５３６に導かれる。導線５３
６のＡＣ信号は、二次巻線４９８におけるＡＣ電力信号
のゼロ交差点を決定する信号として役立つものでトライ
アツク５００の点火の同期用に使用される。

電力供給制御回路の詳細を第１６図に示した。導線５１
６のＶＳＥＮ信号及び導線５１８のＩＳＥＮ信号は、そ
れぞれ、電力供給回路３０８（第１５図）から供給され
る電圧及び電流のセンサ出力値に相当するものであつ
て、バツフア増幅器５３８及び５４０にそれぞれ加えら
れる。バツフア増幅器５３８及び５４０からの出力信号
は、それぞれ、導線５４２の電力供給電圧信号及び巻線
５４４の電力供給電流信号となる。この電力供給電圧信
号及び電力供給電流信号は乗算器５４６の入力端子に加
えられる。乗算器５４６は二つの入力信号を乗算して、
電力供給回路の出力電力に比例する出力信号を導線５４
８に供給する。

導線５４８の電力供給出力信号は、電力制限回路５５０
の一つの入力端子に加えられる。同様に、導線５４２の
電力供給電圧信号は電圧制限回路５５２の一つの入力端
子に加えられる。制限回路５５０及び５５２のそれぞれ
への入力信号は、複数個のスケール用の抵抗及びトラン
ジスタ・スイツチを含むスケール回路５５６から導かれ
る。スケール回路５５６のトランジスタ・スイツチの開
放及び閉鎖を制御する信号は導線５５８に加わる、“Ｍ
ＡＣ”信号、導線５６０に加わる“ＭＩＣ”信号及び導
線４２６に加わるＴＡＲ信号である。ＭＡＣ信号及びＭ
ＩＣ信号は導線３３４（第１３図）のマクロ／ミクロ信
号から導かれる。インバータ５６１を導線３３４の信号
を反転してＭＡＣ信号をつくる。スケール回路５５６の
スケール抵抗によつて計量される入力信号は電圧源５６
２と導線３４８に加えられるＶＡＣＴ信号によつて定め
られる所定の電圧である。

導線５５８にＭＡＣ信号が現われると、導線３４８のＶ
ＡＣＴ信号を計量して電圧制限回路５５２及び電力制限
回路５５２及び電力制限回路５５０に第２入力信号とし
て加えられる。導線５６０にＭＩＣ信号が加るときも、
同様な状態が起るが、電力制限回路５５０及び電圧制限
回路５５２に加えられる信号の大きさは、ＭＡＣ信号が
導線５５８に現われるときに加えられるそれらの信号の
大きさに比べて、それぞれ異なるものである。

ＴＡＲ信号が導線４２６に加わるとき、電圧源５６２の
大きさは、尺度を縮少して電力制限回路及び電圧制限回
路の第２入力端子に加えられる。いかなる場合でも、ト
ランジスタ・スイツチが導電性になるので入力信号と直
列に接続される抵抗によつて尺度変更がおこる。導線５
４２の電力供給電圧信号と導線５４８の電力供給電力出
力信号が比較される制限回路に所定の適当な値を与える
ように抵抗の値は選定してある。導線５６４の信号は電
力制限信号であり、また導線５６６の信号は電圧制限信
号である。

電力制限回路５５０は、導線５４８の電力供給電力出力
信号と導線５６４の電力基準信号とを比較して、電力誤
差信号を導線５７２に供給する。この誤差信号は、ＶＡ
ＣＴ信号によつて定められた電力の要求値と電力供給回
路３０８が実際に供給している電力の値の差の大きさに
関係するものである。同様に、電圧制限回路５５２は導
線５４２の電力供給電圧信号と導線５６６の電圧制限信
号とを比較して、導線５７３に電圧誤差信号を発生す
る。その誤差信号は、電力供給出力電圧と導線５６６の
制限信号によつて定められる最大許容出力電圧との差の
値に関係する。

制限回路５５０及び５５２のそれぞれからの誤差信号で
導線５７２及び５７３に加えられるものは、極性が反対
である。例えば、電力制限回路５５０から導線５７２に
加わる電力誤差信号が正方向信号であるとき、電圧制限
回路５５２から導線５７３に加わる誤差信号は負方向誤
差信号となる。導線５７２及び５７３の反対極性誤差信
号は通常の傾斜波発生器５７４の入力端子に加わる。反
対極性の誤差信号は、傾斜波発生器５７４で同時に加算
されて、総合誤差信号を生じ、その絶対値が導線５７２
と５７３の誤差信号の差に比例するものとなる。この絶
対値誤差信号が傾斜波発生器５７４を制御する。傾斜波
発生器から導線５７６に加わる出力信号は、一般に時間
に対して周期的に上昇するが、その上昇率は誤差信号の
大きさの絶対値に比例する。導線５７６の信号が加えら
れる整流交流電力の各半サイクルの期間中に、トライア
ツク５００（１５図）がトリガされる位相角点火点を定
める。ゼロ交差信号が通常のゼロ交差検出器５８０から
導線５７８に加えられる。導線５３６のＡＣ信号は、ゼ
ロ交差検出器５８０に加わつて、電力供給装置の整流交
流電力の各半サイクルの発生と同期したゼロ交差点信号
を導線５７８に発生する。

位相角パルス発生器５８２は整流された交流電力の各半
サイクルの期間中に導線５８３に出力制御パルスを発生
するが、このパルスの幅、すなわち、持続時間は、導線
５７６の点火点信号と導線５７８のゼロ交差信号とによ
つて制御される。導線５８３の半サイクル制御パルス信
号は、論理回路５８４に加わる。論理回路５８４は、導
線５８３の制御パルス信号によつてトリガされて、導線
５８３の制御パルス信号に従つてトランジスタ５８５を
制御する。トランジスタ５８５が動作状態に切替えられ
ると導線５０２にＨＶＴＲ信号を供給して電源供給回路
３０８（第１５図）のトライアツク５００を制御する。

導線４３６のＡＣＫ信号は、過電圧ゲート回路５８６か
ら導かれる。過電圧ゲート回路５８６は、導線３９６か
らＲＥＱ信号と電圧制限回路５５２からの信号を受信す
る。導線５４２の電力供給電圧信号が導線５６６の電圧
要求信号より小さいか又は等しい間は、ゲート制御信号
が導線５８７に現われる。過電圧回路５８６はゲート制
御信号が導線５８７に存在する間は、導線３９６のＲＥ
Ｑ信号をＡＣＫ信号として導線４３６に導く。導線４３
６にＡＣＫ信号が存在すると、ＥＳＧの許容される動作
が可能であることを意味する。導線４３６のＡＣＫ信号
は論理回路５８４に加えられて、位相角パルス発生器５
８２から導線５８３に加わる制御パルス信号は、整形さ
れてトランジスタ５８５に加えられなければならない。

ＲＦ駆動回路３１２の詳細を第１７図に示した。また共
振出力回路の詳細は第１８図に示した。ＲＦ駆動回路３
１２及び共振出力回路３１４は、基本的には、米国特許
第４，４２９，６９４号に既述された回路と同一であ
る。従つてここでの説明は簡単にする。

第１７図に示したＲＦ駆動回路では、導線４２０からの
駆動パルス及び導線４０６からの主周波数１MHz信号
は、位相及びタイミング制御回路６００に加えられる。
位相及びタイミング制御回路６００は、一連の位相駆動
パルスを導体端子６０２及び６０４に供給する。位相駆
動パルスは、導線４２０からの駆動パルスが導線４０６
からの主周波数信号によつて同期されて定まる周波数で
発生する。各位相駆動パルスを端子６０２及び６０４に
供給した後、位相及びタイミング制御回路６００は、消
滅駆動パルスを端子６０３及び６０５に供給する。位相
駆動信号は、端子６０２と６０４と同時に加わり、また
消滅駆動信号は、端子６０３と６０５に同時に加わる。

端子６０２と６０３の信号及び端子６０４と６０５の信
号は、それぞれのスイツチ駆動回路６０８に加えられ
る。図示の便宜から、第１７図には、端子６０４と６０
５に接続した１個のスイツチ駆動回路６０８だけを示し
た。６０８で示したスイツチ駆動回路と同一の別のスイ
ツチ駆動回路は図示してないが、端子６０２と６０３に
接続される。

各スイツチ駆動回路６０８は、中間タツプ付き一次巻線
６１０をもつ１個の駆動変圧器６１２を備える。端子６
０４の駆動パルス信号は、スイツチ駆動回路６０８のト
ランジスタ６１４を付勢することによつて、駆動変圧器
６１２の一次巻線６１０に駆動変圧器６１２の２個の出
力巻線６１８のそれぞれに磁束を誘導させる端子６０５
の消滅パルス信号は、トランジスタ６１６を付勢して出
力巻線６１８のそれぞれに反対方向の磁束を誘導させ
る。駆動変圧器６１２に正及び負の磁束を発生させるこ
とは、大電流スイツチ６２０に対して極めて迅速で積極
的な接続及び切断の状態をつくる利点がある。これが共
振出力回路３１４の切替が行われる速度の速い利点であ
る。

同一の大電流スイツチ６２０が、それぞれ自分の巻線６
１８を備えて、各駆動変圧器６１２に接続される。各大
電流スイツチ６２０は、並列に接続された一対のＦＥＴ
トランジスタ６２２を含む。巻線６１８の磁束によつて
生じる信号がトランジスタ６２２を付勢して、スイツチ
端子６２４間に電流を流す。巻線の反対方向の磁束は、
トランジスタ６２２を非動作とする信号を生じる。他の
大電流スイツチ６２０のトランジスタ６２２は、端子６
０２及び６０３の駆動パルス及び消滅パルスによつて同
時に動作及び非動作となる。従つて４個の大電力スイツ
チ６２０は、すべて同時に導電性となり、また非導電性
となる。

出力共振回路３１４の詳細を第１８図に示した。４個の
大電流スイツチ６２０（第１７図参照）は電気的に直列
に接続される。駆動パルス信号を加えることによつて４
個の大電流スイツチ６２０をすべて同時に導電性とする
ことができる。電力供給回路３０８（第１５図）から端
子５１２及び５１４に加わる高電圧は、大電流スイツチ
６２０が導電性である時間中に共振回路６３２を充電す
る。コンデンサ６３０は共振回路６３２の一部であり、
また、共振回路６３２には一次巻線６３６と二次巻線６
３８とを備える出力変圧器６３４を含む。大電力スイツ
チ６２０が同時に導電性になるとき、一次巻線６３６は
導体５１２及び５１４からの電気エネルギで充電され
る。大電力スイツチ６２０が消滅、すなわち、不導電に
なるとき、共振回路６３２は、その固有周波数で振動を
開始する。固有周波数を主として、一次巻線の実効イン
ダクタンスとコンデンサ６３０のキヤパシタンスによつ
て定まる。約５００−６００KHzの無負荷周波数は満足
なものであることが証明された。センサ変圧器６４０が
共振回路６３２と直列に接続してある。

電気エネルギは、共振回路６３２から出力変圧器の二次
巻線へ、それから分離コンデンサ６４２を通つてペンシ
ル４２及び組織６２（第４図）へと伝達される。ペンシ
ル内に生じるインピーダンス、ガス噴流のイオン化通路
内でアークによつて生じるインピーダンス及び組織のイ
ンピーダンス又は抵抗は、共振回路６３２内の電気エネ
ルギに減衰効果を与える。各信号サイクル後に共振回路
６３２のエネルギを補充するために、大電流スイツチ６
２０は、共振回路の固有周波数よりもかなり低い所定の
繰返し周波数で断続され、高周波信号がガス噴流に加え
られる。負荷を加えた状態では、組織及びエネルギ供給
通路の固有のリアクタンスによつて、共振回路の固有周
波数に比べて、高周波数外科信号の無負荷周波数を実際
上変化させる。

高周波数外科信号は、外科処置中、実質的に放射しない
ものである。ガス噴流中の導電通路は放射エネルギ通路
よりもエネルギの流れに対して低い抵抗を示すからであ
る。導電通路が組織まで確立されると、ガス噴流中のイ
オン化通路の導電性から、エネルギ伝達の放射成分は消
滅する。

共振出力回路のセンサ変圧器６４０は、導線６４４及び
６４６に“＋ＳＮＳ”信号及び“−ＳＮＳ”信号をそれ
ぞれ供給する。導線６４４及び６４６におけるこれらの
信号は、出力変圧器６３４の負荷状態又は無負荷状態に
表示するものであつて、アーク・センス回路によつて、
目標レベルの電力供給から動作レベルの電力供給に変え
るために使用される。

アーク・センサ回路３１６の詳細を第１９図に示した。
共振出力回路３１８（第１８図）からの＋ＳＮＳ信号及
び−ＳＮＳ信号は、それぞれ、導線６４４及び６４６に
加えられる。多くの周波数信号が導線４１２，４１４及
び４１６に加わる。前面盤制御装置３０２（第１３図）
から論理制御回路３０４（第１４図）を通して導通が行
われた後は、導線３３４にマイク／ミクロ信号が加わ
り、また導線３４８にＶＡＣＴ信号が加わる。

ＣＧＥＮ信号は論理制御回路３０４（第１４図）から導
線４４４に加わる。これら多くの周波数信号を利用する
ことによつて、アーク・センサ回路３１６は、導線４２
２に目標／動作信号を供給して、マイクロ形態の動作
中、ＥＳＧからペンシルへ供給される電力の目標レベル
又は動作レベルを制御する。ミクロ形態の動作中は、比
較的低い電力が供給されるので、ＥＳＧから供給される
電力のレベル切替えは行わない。ＴＰＳＷ信号もまた、
アーク・センサ回路３１６によつて導線４８２に供給さ
れる。ＴＰＳＷ信号は、目標電力の値を所定の値まで減
少させ、ペンシルが組織に対して十分近くまで移動でき
ることを確実にするために使用するもので、これによつ
て、前述したように、ペンシルが通常切替えのおこる中
間位置におかれるとき、動作レベルと目標レベルとの間
でフラツタのおこるのを防止する。

導線６４４からの＋ＳＮＳ信号と導線６４６からの−Ｓ
ＮＳ信号は、ツエナダイオード６４８の両端に加わる。
ツエナダイオードは、信号レベルがツエナダイオードの
所定の降伏レベルを超過することを防止し、また、ゲー
ト、すなわち、時間窓発生器６５０に加わる信号の極性
を一定に保つ。導線４１２，４１４及び４１６に加わる
周波数信号は、時間窓発生器を制御して、短い所定の時
間間隔、すなわち時間“窓”をつくり、この時間間隔中
は、時間窓発生器に加わる入力信号は導線６５４への出
力信号として通過する。この時間窓は共振回路６３２
（第１８図）の各信号サイクル中に生じる。導線４１６
の周波数信号は、発生器６５０による時間窓が、信号サ
イクルと同期して発生することを確実にする。導線４１
６の周波数信号が共振回路が付勢されている期間中大電
流スイツチ６２０（第１８図）の付勢を制御するからで
ある。

ツエナダイオード６４８に加わる信号が、出力変圧器６
３４（第１８図）の二次巻線６３２の負荷特性を表わ
す、負荷状態では、発生器６５０によつて確定される時
間窓の期間中に通過する信号は、基本的には一定レベ
ル、すなわち、平たん線状となる。共振回路からの発振
は、ペンシルからエネルギが結合される負荷によつて極
めて減衰をうけるからである。出力変圧器６３４（第１
８図）の二次巻線に負荷が接続されないで、実質的な電
流が流れないときは、共振回路の減衰は起らないので、
パルスが導線６４４と６４６に信号として発生する。時
間窓が開いている時間間隔中に、発生器６５０はこれら
のパルスのうちのいくつかを信号として導線６５４の導
き、またこれらのパルスは、アナログデイジタル変換器
６５６の入力端子に入力信号として加わる。

アナログデイジタル変換器６５６は、導線４１６の周波
数信号と同期して動作する。従つて、アナログデイジタ
ル変換器６５６は、時間窓発生器６５０によつてつくら
れる各時間窓の発生と所定の同期した関係で各信号サイ
クルに一度トリガされて動作する。負荷状態にあつて導
線６５４に現われる一定レベルの信号は、アナログデイ
ジタル変換器６５６によつて論理ゼロの出力信号に変換
されて導線６５８に加えられる。導線６５４のパルス信
号が出力共振回路の出力変圧器の無負荷二次巻線を表わ
すときは、アナログデイジタル変換器６５６は導線４１
６の周波数に同期したパルス列を供給する。

導線６５８の信号は、論理ゼロか同期パルス列のいずれ
かであるが、その信号がパルス・バースト検出器６６０
及び喪失パルス検出器６６２の入力端子に加わる。一般
に、喪失パルス検出器６６２の機能は導線６５８におけ
る同期パルス列をしらべて、パルス列からの喪失パルス
を決定する。共振出力回路に負荷状態の発生を表わす、
順次喪失パルスの所定数が決定された後で喪失パルス検
出器６６２は負荷状態の発生を示す信号を送出する。喪
失パルス検出器からの出力信号は電力出力を目標レベル
から動作レベルに切替え、又は、目標レベルの電力を所
定値の電力に減少しＴＰＳＷ信号を供給してフラツタを
防ぐために使用される。パルス・バースト検出器６６０
の機能は、一般に、導線６５８における論理ゼロ信号を
しらべて同期したパルスの発生を決定することである。
所定数の同期パルスが発生するときは、パルス・バース
ト検出器６６０は、無負荷状態が発生したことを表わす
信号を供給する。パルス・バースト検出器６６０からの
出力信号は、電気出力レベルを動作レベルから目標レベ
ルに切替えをおこさせるために使用される。

パルス・バースト検出器６６０及び喪失パルス検出器６
６２は、マクロ動作形態で出力電力レベルを切替える動
作をするので、導線３３４からのマクロ／ミクロ信号が
両方の検出器に入力制御信号として加えられる。選択さ
れた最大動作電力がある限界値、例えば５０ワツト以上
であるときは、選択された全動作電力を供給する前に目
標レベルから電力を低減することは必要ないことが決定
されている。従つて、動作最大選択電力を表わす導線３
４８のＶＡＣＴ信号が、レベル検出器６６６に加わる。
レベル検出器６６６は、目標電力の低減が所望されるよ
うに選択される動作電力の限界値を定めて、導線３４８
のＶＡＣＴ信号が所定の限界値以下の電力を表わすとき
は、導線６６４の出力信号を喪失パルス検出器６６２に
供給する。導線６６４の信号は喪失パルス検出器６６２
を制御して、導線３４８のＶＡＣＴ信号が切替えを所望
される所定の限界電力レベルよりも選択された最大動作
電力値が小さいことを表わすときに限つて、導線４８２
にＴＰＳＷに信号を供給する。

タイミング論理回路６６８は、導線４１６から周波数信
号を受信して、喪失パルス検出器６６２及びパルス・バ
ースト検出器６６０へのそれぞれの導線６６９及び６７
０に同期信号を供給する。従つて検出器６６０及び６６
２は、また、導線４１６の周波数信号及び導線６５８の
信号に同期して動作する。検出器６６０及び６６２は、
基本的には、再トリガ可能のマルチバイブレータであ
る。所定数の喪失パルスを検出すると、喪失パルス検出
器６６２は、導線６７２に出力信号を送出するようにト
リガされる。所定数のパルスが喪失パルス検出器６６２
の内部タイミング回路によつて選択的につくられる。同
様に、導線６５８に所定数のパルスの発生を検出すると
きは、パルス・バースト検出器６６０は導線６７１に信
号を送出する。導線６７１及び６７２の信号はＯＲゲー
ト６７３に加わり、また、ＯＲゲート６７３からの出力
信号はタイミング論理回路６６８に加わる。タイミング
論理回路６６８の論理的機能は導線４２２の信号のレベ
ルを切替えて前述した機能を実現する目標／動作信号を
生じることである。

導線４８２にＴＰＳＷ信号を発生させるには、喪失パル
ス検出器６６２が、導線６５８で少なくとも１個の喪失
パルスの検出したとき、タイマ６７５への導線６７４に
信号を送出する。レベル検出器６６６が導線６６４に信
号を発生すると、この導線６６４の信号が喪失パルス検
出器６６２に最初の信号を導線６７２ではなく、導線６
７４に送出させるようにする。導線６７４の信号に応答
して、タイマ６７５はただちにＴＰＳＷ信号を導線４８
２に供給して、所定の時間間隔中、例えば、最初の喪失
パルスが検出されてから１．５秒間、その信号を維持す
る。タイマ６７５の機能は、動作電力レベルを供給する
前に、組織から所定の近距離内にペンシルを意図的かつ
積極的に移動できることを確実にすることである。タイ
マ６７５のタイミング機能によつて、ペンシルを組織か
ら十分近接した位置まで散発的急速に移動させても動作
レベルと目標レベル間に電力レベルのフラツタは生じな
い。ＴＰＳＷ信号はタイマ６７５によつて定められる所
定の時間間隔中、目標電力の低減したレベル維持するの
で、動作レベルの電力は、外科医が意図したときに限つ
て確実に加えられる。

論理制御回路３０４から導線４４４に加わるＣＧＥＮ信
号は、タイミング論理回路６６８を制御して、ＣＧＥＮ
信号が論理制御回路３０４（第１４図）の駆動パルス発
生器を駆動パルスを供給するように動作させるときに限
つて、前述のように動作する。

マクロ形態とミクロ形態の動作におけるＥＳＧの電気的
動作の相異は、二つの形態の動作に使用するガスの異な
る型式と関係する。ガスの型式、流量及び特性はマクロ
形態とミクロ形態の動作では極めて相異する。

ガス特性 ガス噴流５４（第４図）の最も重要な特性の一つは、十
分高い流量をもつて、組織からの血液のような堆積した
流体を取除くことである。流体を取除くことは、それに
よつてビームからの電気エネルギを組織の支質まで進入
させて焼痂の生成を可能とするので実際的に必要であ
る。十分に流体を取除かないと、電気エネルギは、流れ
ている流体の表面だけに効果を与えて、ほんの一時的の
凝固を生じるが、これは、さらににじみ出る流体の影響
を受けて、通常間もなく抜け落ちてしまう。

十分なガスの流量を使用して、流体を取除き、又は抑制
しておくことによつて、電気エネルギが組織の表面に到
達し、組織の支質内に進入して、組織細網内に改良され
た焼痂を生じるので、改良した凝固が得られる。

ガスの流量は、動作形態及び使用するガスの型式によつ
て異なる。著しく出血でおおわれた組織に対しては、通
常、放電療法すなわちマクロ動作形態の使用が選択され
る。流体が連続して更新して出てくるので、比較的多く
の流量が必要である。この型式の組織で効果的な凝固を
得るには、一般に、アーク孔細網組織とその下の熱で乾
燥された層を必要とするので、使用されるガスの型式
は、アークで電気エネルギを容易に導くものでなければ
ならない。アークはこの型式の組織効果を実現する。熱
乾燥療法、すなわち、ミクロ動作形態は、通常、腸間膜
のような比較的繊細で薄い組織に凝固効果が所望される
場合に選択される。この型式の動作がより繊細な性質で
あること及び比較的流体が存在しないことから、実質的
に減少した流量が通常使用される。ミクロ動作形態に使
用されるガスの型式は、容易にイオン化されて、噴流中
にアークを生じない拡散電流として電気エネルギを伝達
するものでなければならない。

現在、放電療法の使用に好適なガスの型式は純粋なアル
ゴンである。アルゴンは、放電療法焼痂を特徴づけるア
ーク孔細網組織及び熱乾燥層をつくるのに必要な電力レ
ベルで容易にアークを維持することが判明している。こ
れらの電力レベルは、通常４０ワツトから２００ワツト
である。また、アルゴンは空気より密度が大きいので、
容易に外科部位からの流体と空気の酸素を除くことがで
きる。外科部位から酸素を除去することは、組織の過度
の加熱及び炭化がさけられる。直径的２．５４mm（０．
１インチ）のペンシル・ノズル５２（第６図）から放出
される毎分４リツトルから１３リツトルまでの流量は、
外科部位の組織からペンシルの先端までの距離約０．５
cmから１．５cmにおいて効果的な流体の取除き及びアー
ク・エネルギ伝達特性を示した。前記寸法のノズルから
放出されるこの比較的多くのガス流量は、通常の電気外
科活性電極の平均寿命区間よりも短い寿命区間をもつア
ーク通路を生じるので、短縮された通路内で各個別アー
クによつて伝達される電気エネルギの量子を生じる。し
かしながらかなり多くの個別アーク通路を生じる。多数
のアーク通話が存在するので、外科部位の組織により均
一な電気エネルギの分布を生じる。比較的大きなガス流
量は、また、血液の泡立ちをおこすことができるのでこ
れが状況によつては止血処置を助けるのに好ましい。ア
ルゴンがイオン化して、アーク通路となる破壊電圧点
は、比較的高い。この破壊電圧点は実際上、放電療法
中、ガス流量にアーク通路を維持させる比較的高い電力
レベルに関係する。患者の循環血液中に吸収されるアル
ゴンは、肺を最初に通過するときに取除かれる。

熱乾燥療法には、低い破壊電圧と低いインピーダンスを
もつガスが選択される。ヘリウムが好適である。ヘリウ
ムは比較的破壊電圧が低いので、ヘリウムをイオン化し
て、ガス噴流中に拡散電流としてアークを生じないで、
比較的低いレベルのエネルギ、例えば３ワツトから２０
ワツトまでを組織に伝達することができる。前述した寸
法のペンシルから放出する毎分約０．０８リツトルから
１．６リツトルの流量により、組織から０．５cmないし
１．５cm離れた距離において、３ワツトから２０ワツト
の電力供給レベルを使用して、従来の電気外科では得ら
れなかつたと信じられる熱乾燥効果が得られる。ミクロ
動作形態での、熱乾燥効果が所望される多くの適用で
は、実質的な流体除去問題はおこらない。従つて比較的
小さなガス流量でも流体を取除くのに特別な問題はな
い。しかしながら、軽いヘリウムを消散しやすい周囲の
密度の大きい空気の影響に打ち勝つてげ外科部位に不活
性気体を維持するためには、ガス流量は、十分大きくな
ければならない。

ＥＳＧの電力供給を実質的に約２０ワツト以上に増加す
ると、ヘリウムがアーク通路内で破壊されて、拡散非ア
ーク電流ではなく、破壊的エネルギの個別量を含む個別
アークを維持するようになる。従つて、実質的に大きな
電力を組織に供給するようにＥＳＧが制御されるとき、
ヘリウムによつてもまた放電療法効果を得ることができ
る。

不活性ガスは、両方の動作形態で好適である。不活性ガ
スは、空気中で行われる電気外科処置によつて通常、お
こる組織の酸化ならびに酸化による焦げ及び炭化を防止
する。不活性ガスは、比較的予測可能な電圧破壊特性を
もつので、ブースタ・パルス及び目標パルスによるイオ
ン化の開始が制御可能となる。ブースタ・パルス及び目
標パルスのエネルギ・レベルは、選択された特性のガス
の破壊特性に整合させることができる。また、ガスの予
測可能な破壊特性は、ガス噴流中の導電通路及びアーク
伝達通路のよりよい調整を可能にする。

ＥＳＧのインピーダンス特性 改良された凝固及び組織効果を得るためには、ＥＳＧの
内部インピーダンス特性は、比較的広く、広範囲のイン
ピーダンスをもつ組織に有効な電力を伝達する能力をも
つものでなければならない。高インピーダンス及び低イ
ンピーダンスの両方に有効な電力を伝達する能力をもた
なければ、改良された組織効果を実現することは極めて
困難である。

臨床効果をあげるために必要な電気外科発生器の内部イ
ンピーダンス負荷曲線は、第２０図に示したように極め
て広く、また比較的平坦なものが好ましい。曲線７００
は、本発明によるＥＳＧで選択された電力約１００ワツ
トでマクロ形態の動作において得られるインピーダンス
範囲内で供給される出力電力を示す。曲線７０２は供給
電力約５０ワツトが選択された場合の同様な特性を示
す。曲線７００と７０２は、それぞれ曲線７０４と７０
６及び７０８と７１０と比較されるものである。曲線７
０４と７０６とは、最良の従来技術による通常のＥＳＧ
（米国特許第４，４２９，６９４号に開示された）と考
えられるものによつて供給される選択された電力を表わ
す。曲線７０８と７１０とは、米国特許第４，４２９，
６９４号に記述されている発明以前の通常のＥＳＧによ
つて供給される同一の２つの電力レベルを表わす。

第２０図からわかるように、曲線７０４、７０６、７０
８、７１０によつて示される従来の電気外科装置では、
インピーダンスが増加すると、供給電力がすぐに低下し
てエネルギの伝達をやめてしまうが、曲線７００及び７
０２によつて示される本発明によるＥＧＳでは、インピ
ーダンスが増加しても、供給電力はさほど低下せずにエ
ネルギがほぼ不変のまま伝達され続ける。このことは、
従来の電気外科装置では、電極と組織との間の分離距離
が非常に臨界的であり、その分離距離に非常に影響を受
けやすく、外科医は所望の外科的効果を得るためには電
極と組織との間の距離を厳密に一定に保たなければなら
ず、組織は拍動、呼吸等により動くので、実際上、均一
な効果を得ることができないことを意味する。これに対
し、本発明によるＥＧＳでは、前記分離距離の影響を受
けにくく、前記分離距離が大きくなっても一定の電力を
供給し続けることができ、外科医は所望の外科的効果を
得るために電極と組織との間の距離を一定に保つ必要が
なく、組織が動いても、均一な効果を得ることができる
ことを意味する。

米国特許第４，４２９，６９４号の発明以前では、通常
の実施方法して最大電力伝達を得るために代表的な組織
のインピーダンスとして認められる値にＥＳＧの出力イ
ンピーダンスを整合させていた。代表的な組織インピー
ダンスとして認められた値は、３００オームから６００
オームの範囲内であつた。６００オームよりも大きい組
織インピーダンスでは電力供給は急激に減少すること
は、曲線７０８及び７１０に示した通りである。約１，
０００オーム程度の組織インピーダンスでは、以前の通
常のＥＳＧは、効果的な焼痂を得るための十分な電力を
供給することはできなかつた。米国特許第４，４２９，
６９４号に記述された発明と同時に行われた重要な認識
の一つは、ＥＳＧの出力インピーダンスを高くすること
によつて、すぐれた止血効果が得られることであつた。

ＥＳＧのインピーダンスは、組織インピーダンスに整合
しなかつたが、長い距離の短い持続時間のアークを形成
するためにインピーダンスを高くした。曲線７０４と７
０６からわかるように、インピーダンスが１，０００−
１，５００オーム範囲内で十分なエネルギ供給が行われ
た。約１，５００オーム以上のインピーダンスでは、電
力供給特性は急速に低下する。米国特許第４，４２９，
６９４号に記述されている発明で、１，５００オーム以
上のインピーダンスにおける電力供給特性の低下は、電
気外科発生器のインピーダンスの増加可能な実際的限界
が存在するとの認識の結果であつた。その限界は、アー
ク・エネルギの適用の制御をうまく維持する必要性によ
つて決定された。高いインピーダンス・レベルでは、ア
ークが室内大気中では制御できなくなるので外科医はＲ
Ｆアークエネルギの方向又は外科的効果を効果的に制御
できなかつた。前のすぐれた発明、米国特許第４，４２
９，６９４号を用いても、電気外科発生器の内部インピ
ーダンスを高めることができる実際的な限界があつた。
本発明によつてガス噴流中に電気エネルギの通路を局限
することによつて、従来技術の代表的問題に出会うこと
なく、電気外科発生器の内部インピーダンスを著しく高
めることができる。曲線７００及び７０２に示したよう
に、米国特許第４，４２９，６９４号の発明が効果的に
電力を供給できた（第７０４図及び第７０６図）インピ
ーダンスよりも、少くとも２倍から３倍大きなインピー
ダンスに、また、それより以前の従来技術ＥＳＧの電気
外科発生器より約５倍から１０倍高いインピーダンス
に、有効なエネルギを供給することができる。

本発明によるＥＳＧの比較的広い周波数範囲は、十分な
エネルギを組織に供給して、すぐれた凝固及び焼痂効果
を収めるとともに実際の動作上にも必要である。ＥＳＧ
は血液、又は液体でおおわれたような比較的低インピー
ダンス組織に有効な電力を供給する能力をもたなければ
ならない。これらの組織は１０オーム程度の低い初期イ
ンピーダンスをもつ。低インピーダンス中にエネルギを
供給できる能力は、組織に凝塊を迅速に生じて、その凝
塊が血液の流れで持ち去られないことが必要である。極
めて高いインピーダンスにエネルギを供給できる能力
は、ガス噴流中にイオン化を開始し、比較的大きなガス
流量においてもイオン化を維持し、また、ペンシルが組
織からの動作距離内にないとき、イオン化を維持するこ
とが必要である。もし電気外科発生器の内部インピーダ
ンス曲線が、高インピーダンスでは急速にエネルギ伝達
能力をもたないときは、ビームを開始し又は長いビーム
を維持することが極めて困難である。ビームを開始する
ことが困難なときは、ペンシル電極を組織に接触させる
か、又は組織に極めて近接させることが必要である。電
極を組織に接触させると、変性したたんぱく質が加熱し
た電極に付着して電極の汚染を生じることがある。長さ
の短いビームは、ペンシルを組織から近接した距離で動
作させる必要があるが、この場合、外科医を見ることを
妨げられる。ガス流量が多いときは、電極からイオン化
粒子を迅速に一掃する。比較的高いインピーダンス伝達
能力をもたないと、十分なエネルギを急速に流れている
ガス噴流にアーク及びイオン化エネルギ伝達通路を維持
することは不可能である。

多くの要素が最適なＥＳＧ負荷曲線の形状に影響する。
これらの要素には、使用するガスとその流量、所望のビ
ーム長さ及び所望の開始距離が含まれる。ＥＳＧ素子、
コード内の導体、ペンシル内の導体、電極と組織との間
隔、組織のインピーダンスと特性、漂遊リアクタンスそ
の他を含む、電気環境の全体のシステムが総合した電力
伝達特性を定める。エネルギを組織に伝達するのは、ア
ークとエネルギ結合通路であるので、ガス噴流中におけ
るイオン化の長さ、通路及び寿命時間はシステム全体と
しての瞬間的状態に応答して自動調整する。応答するア
ーク及びエネルギ結合路の容量は、ＥＳＧの出力応答特
性に大きく依存する。第２０図の曲線７００及び７０２
で表したような広いＥＳＧ内部インピーダンス特性は、
本発明のＥＳＧを機動的に異なる負荷状態に適合させ、
また、すぐれた凝固を生じる改良され、すぐれた組織効
果及び焼痂を得る電力伝達レベルを維持することを可能
とする。

本発明によるＥＳＧの広い内部インピーダンス特性は、
認められている技術によつて得られた。米国特許第４，
４２９，６９４号に述べられたＥＳＧと比較して、出力
変圧器６３４（第１８図）に大きな磁気材料を使用し
て、高い電圧及び電力を処理し、一次巻線に比べて二次
巻線の数を増加し、また、制限回路５５０及び５５２
（第１６図）に、高い限界を定めて、ＥＳＧの電流及び
電圧の限界を増加させた。発生器及び増幅器の技術で認
められているように、発生器内部インピーダンス範囲を
増加させるには、多くの異なる技術がある。アークセン
サ回路３１６（第１２図及び第１９図）は、適正なエネ
ルギ供給特性を実現して、前述した方法で供給電力を調
整するのに重要な役割を果す。

改良された組織効果及び焼痂 本発明による装置を放電療法、すなわち、マクロ形態の
動作において得られた焼痂の特性を第２１図、第２２
図、第２３Ａ図及び第２３Ｂ図に示した。第２１図、第
２２図、第２３Ａ図及び第２３Ｂ図は、それぞれ、第１
図、第２図、第３Ａ図及び第３Ｂ図に示した最良の既知
従来技術の焼痂と比較することを意図したものである。
本発明から得られる焼痂では、アーク孔細網組織層７１
２（第２３Ａ図及び第２３Ｂ図）において、特定の表面
領域に多数の小さな直径孔が分布しているのを見ること
ができる。アーク孔は、組織の表面では、より均一間隔
に分布している。アーク孔は相互比較してみて、寸法す
なわち断面積が均一である。組織は本質的に焦げや炭化
がない。隣接アーク孔間の組織の壁は厚さが厚くて弾力
的である。第２３Ａ図及び第２３Ｂ図からわかるよう
に、アーク孔細網組織７１２は、従来技術のアーク孔細
網組織より深さが均一だが浅い。アーク孔細網組織層７
１２の下部の熱乾燥層７１４は比較的薄いが深さは均一
である。より均一の深さで比較的浅い層７１４は、ま
た、焼痂にすぐれた弾力性をもつので、ひび割れがさけ
られる。影響を受けない層を７１６で示した。

比較的多数の小さい寸法のアーク孔が表面に一様にかつ
均一の深さまで分布しており、焦げ又は炭化がなく、ま
た個々のアーク孔間に比較的丈夫で弾力をもつた壁がで
きるので、血液の凝固がより迅速にかつより効果的に行
われる効果的な細網組織を生じる。小さい孔をもつ表面
領域と細網組織層のアーク孔周囲に存在する構造的に健
全で柔軟な支持網目組織とが、強化される凝固能力を得
るのに著しく貢献する。アーク孔細網組織７１２の下部
の比較的薄い熱乾燥層７１４は熱壊死による組織の量を
最小にしてよりよく、より早い治癒を推進する。アーク
孔組織と乾燥層の両方で実際に破壊される組織が少いの
でこれがまた、より迅速な治癒を推進する。焼痂による
破壊の深さが浅いことから、実質的に孔あけの危険を少
なくして、腸又は膀胱のような器官の周囲にも本発明を
使用することが可能である。

小さいアーク孔とアーク・エネルギの一様な分布はアー
ク通路の寿命時間に関係すると思われる。最初はガス噴
流中の各アークは、乾燥過程でエネルギを伝達して新し
い組織への通路をつくる。小さな点が乾燥されるにつれ
て、その後の各アークは、組織面への低インピーダンス
通路を見出す。これは、新たな（低インピーダンス）組
織への長い通路をとる（分散）か又はすでに乾燥した
（高インピーダンス）組織への短い通路をとるかして発
生する。後者がアーク孔細網組織層の発達の原因と考え
られる。アーク通路のインピーダンスは、距離、加熱及
び組織乾燥の程度に従つて増加する。これらの要素の機
動的平衡が、ＥＳＧの内部インピーダンス特性と結びつ
いて、すぐれた組織効果を生じる。

本発明を放電療法動作形態で使用して、犬科動物の肝臓
及び脾臓の切除後の治癒又は損傷の程度を最良の従来技
術による通常の電気外科装置（米国特許第４，４２９，
６９４号で代表される）によるものとの比較について調
査を行つた。これら二つの型式の放電技術を以下に、本
発明技術及び最良従来技術として引用する。

１６匹の犬科動物をこの調査に使用した。各動物の肝臓
及び脾臓を二つの領域に部分的に切除した。一つの部位
では、本発明の装置を使用して、止血が得られた。他の
部位では、最良従来技術の装置を使用して止血が得られ
た。両方の装置に供給された電力は６０ワツトから７０
ワツトであつた。８匹の動物は、外科処置７日後に解剖
し、また他の８匹は外科処置２８日後に解剖した。所定
のサンプリング規定に従つて、肝臓及び脾臓から切片を
取つた。試料は電気凝固病変の組織病理解折に深い経験
をもつた獣医病理学者によつて解析された。

病理学者の報告には、手術後２８日では、本発明の装置
によつて生じる治癒と最良従来技術の装置によつて生じ
る治癒とでは測定可能な差があることを示している。脾
臓では、切除部位で本発明によつて生じた焼痂は従来技
術によつて生じた焼痂のわずか７０％の厚さであつた。
脾臓では、切除部位で本発明によつて生じた焼痂は、従
来技術によつて生じた焼痂の約９３％の厚さであつた。

７日の時間間隔では、顕著な差異は観察されなかつた。

調査の第２部門では、手術後の血液変化と肝臓酵素の変
化を解析した。８匹の動物について、手術の前後につい
て、白血球、赤血球、ヘログロビン、ヘマトクリツト、
全ビリルビン、アルカリ・ホスフアターゼ、ＬＤＨ（乳
酸脱水酵素）及びＳＧＯＴ（血液グルタミン酸・オキザ
ロ酢酸トランスアミナーゼ）を含む一系列の調査を行つ
た。これらの調査結果を従来技術による電気凝固につい
て以前に実施した調査結果と比較した。本発明によると
従来の電気外科技術よりも生じる外傷が少ない。手術後
の期間には、ＬＤＨとＳＧＯＴとは極めてわずかしか変
化しなかつた。アルカリ・ホスフアターゼは過渡的な上
昇を示した。肝臓酵素の変化は、従来の電気外科技術に
よる以前の調査よりも、実際に少なかつた。

本調査から導くことのできる結論としては、２８日で
は、従来の電気外科技術よりも、本発明の生じる解剖学
的変化が少なく、また本発明は従来技術よりも肝臓の酵
素変化がいくぶん少ないことである。これら二つの結論
は、本発明が放電療法外科による長期治療に貢献して向
上させるという観測を支持する。

第２４図及び第２５図は、本発明を乾燥形態すなわちミ
クロ形態で動作させることによつて得られる組織効果を
示す。第２４図及び第２５図に示した組織結果は、ＥＳ
Ｕによつては、いままでに得られなかつたものである。
焼痂は第２５図に示したように単一の乾燥した層７１８
であることが特徴である。この乾燥層は、一般に極めて
薄くかつ深さが均一である。比較的均一な深さでしかも
連続した層は、通常のＥＳＧの活性電極を組織に接触さ
せても、いままで電気外科で得られなかつたものであ
る。第２４図に示したように、組織は、アーク孔又はど
んな型式の孔基質にも孔あけ又は破壊されていない。そ
の代りに、薄くて、弾力性ある一体的な層、すなわち焼
痂が組織の層を乾燥することによつて、焼痂７１８の下
部の無影響組織７２０を封入して、つくられた。

その非破壊特性によつて、乾燥動作形態、すなわちミク
ロ動作形態は、アーク放電によつて凝固ではなく開放血
管又は組織を実際に破つてしまうような微細な組織に対
して適用することができる。乾燥、すなわち、エネルギ
伝達の程度は、加える時間に依存するので、外科医は特
定の、繊細な効果を得ることが可能である。ミクロの動
作形態の他の特徴は、アーク形成中に通常整流に関連す
る低周波数スペクトル成分をもたないことである。これ
は、通常、アーク発生形態でおこる筋肉の刺戟を最小に
するので有利である。特に、ミクロ動作形態は、最小の
刺戟で隔膜に適用することができる。ミクロ動作形態
は、従来の電気外科がうまく適用できなかつた、特定の
外科処置に対しても適用できることが期待される。

本発明についての発見、利点、改良及び好適実施例を現
在の確信及び観察に合致する限度まで説明した。多くの
特徴及び観察は、完全な確実性をもつて説明できない
が、有用な実施例を示し好適な例によつて説明した。本
発明自体は、特許請求の範囲に画定されている。

【図面の簡単な説明】

第１図は、米国特許第４，４２９，６９４号で開示され
た発明を利用する、通常の従来技術電気外科装置によつ
て放電療法をうけた犬の肝臓組織の拡大平面図写真であ
つて、生物の形態を示す写真であり、最良の従来技術電
気外科放電療法技術と信じられている技術によつて組織
上につくられた凝固効果を示す図、 第２図は、米国特許第４，４２９，６９４号で開示され
た発明を利用する、通常の従来技術電気外科装置によつ
て、放電療法をうけた牛の肝臓組織の拡大平面図写真で
あつて、生物の形態を示す写真であり、最良の従来技術
電気外科技術であると信じられている技術によつて組織
上につくられた凝固効果を示す図であるが、組織の薄い
層を背後照明状態で示した図、 第３Ａ図及び第３Ｂ図は、第１図に示したものとは同一
ではないが類似の犬肝臓組織に第１図と同様な放電療法
を行つたものの切断面の拡大写真であつて、生物の形態
を示す写真であり、一個の組織片を異なる位置で取つた
ものであり、組織の表面から異なる凝固効果の深さを示
す線が記入してある図、 第４図は、本発明を実施する電気外科装置（ＥＳＵ）の
全般的略図で、電気外科発生器（ＥＳＧ）、ガス供給装
置、ペンシル、及び断面を表した組織の一部を示した
図、 第５図は第４図に全体を示したペンシルの実施例の主要
構成部分の分解図、 第６図は、第５図に示した構成部分で組立てられたペン
シルの前方部分の軸に沿つた断面図、 第７図は、第６図の線７−７の平面で実質的に切断した
ときの断面図、 第８図は、第６図の線８−８の平面で実質的に切断した
ときの断面図、 第９図は、第６図の線９−９の平面で実質的に切断した
ときの断面図、 第１０図は、第４図に示したガス供給装置の略ブロツク
図と第４図に示したＥＳＧの一部でガス供給装置と相互
作用するもののブロツク図、 第１１Ａ図及び第１１Ｂ図は、めすコネクタ及びおすコ
ネクタの軸方向断面図で、このコネクタによつてペンシ
ルに向かうコードが第４図に示したように電気外科発生
器及びガス供給装置に接続されるもの、の図、 第１２図は、第４図に示したＥＳＧ及びガス供給装置の
素子のブロツク線図、 第１３図は、第１２図に示したＥＳＧの前面盤制御装置
のブロツク及び略線図、 第１４図は、第１２図に示したＥＳＧの論理制御素子の
ブロツク及び論理線図、 第１５図は、第１２図に示したＥＳＧの電力供給装置の
ブロツク及び略線図、 第１６図は、第１２図に示したＥＳＧの電力供給制御素
子のブロツク及び略線図、 第１７図は、第１２図に示したＥＳＧの無線周波数すな
わちＲＦ駆動装素子のブロツク、論理及び略線図、 第１８図は、第１２図に示したＥＳＧの共振出力回路素
子のブロツク及び略線図、 第１９図は第１２図に示したＥＳＧのアーク・センサ回
路素子のブロツク及び論理線図、 第２０図は、本発明のＥＳＵのインピーダンス特性の二
つの従来のＥＳＧとの比較を示す非誘導性抵抗負荷に対
する電力出力の静負荷曲線を示す図、 第２１図は、本発明のＥＳＵによつて放電療法を受けた
犬の肝臓組織の拡大平面図写真で、生物の形態を示す写
真であり、本発明によつて得られる改良された放電療法
凝固効果を示す図、 第２２図は、本発明のＥＳＧによつて放電療法を受けた
牛の肝臓組織の拡大平面図写真で、生物の形態を示す写
真であり、組織の薄い層を背後照明状態で示した図、 第２３Ａ図及び第２３Ｂ図は、第２１図に示したものと
類似しているが同一ではない犬の肝臓の断面の拡大平面
図写真で生物の形態を示す写真であり、第２１図と同様
に放電療法を行い、単一の組織片からそれぞれ異なる位
置でとつたものであり、組織の表面から異なる深さの凝
固効果を示す線を記入した図、 第２１図、第２２図、第２３Ａ図及び第２３Ｂ図は、そ
れぞれ第１図、第２図、第３Ａ図及び第３Ｂ図と比較す
ることを意図したものですべては、説明した効果を表わ
すと考える図、 第２４図は、犬の肺組織の主要部分に本発明のＥＳＵに
よる熱乾燥療法を行つた、犬肺組織の拡大平面図写真で
生物の形態を示す写真であり、また、 第２５図は、本発明のＥＳＵによつて乾燥療法を受けた
ねずみの肝臓組織の断面の拡大写真で、生物の形態を示
す写真であり、組織の表面から凝固乾燥効果の深さを線
で示した図である。なお、 第２４図及び第２５図は本発明によつて得られる乾燥凝
固効果を表わしていると考える。 ［符号の説明］ ３０，７１２……………アーク孔細網組織層 ３２，７１４，７１８…熱乾燥層 ３４，７１６，７２０…無影響正常組織 ４０………………………電気外科装置（ＥＳＵ） ４２………………………ペンシル ４４………………………ガス供給装置 ４６………………………電気外科発生器（ＥＳＧ） ４８………………………可とうコード ５０………………………管路 ５２………………………ノズル ５４………………………噴流 ５６………………………電気導体 ５８………………………電極 ６０………………………アーク ６２………………………組織 ７０………………………帰路電極（患者電極板） ７２………………………帰路電気導体 ７４………………………センサ管路 １００……………………ノズル及び電極支持装置 １０２……………………カプラ装置 １０４……………………ハンドル １３２，１３２ａ，１３２ｂ………導管 １４０……………………煙突状構造部 １４２……………………リブ １４４……………………中心コア ３００……………………制御スイツチ ３０２……………………前面盤制御装置 ３０４……………………論理制御回路 ３０６……………………電力供給制御回路 ３０８……………………電力供給回路 ３１０……………………交流電源 ３１２……………………ＲＦ駆動回路 ３１４……………………共振出力回路 ３１６……………………アーク・センサ回路 ４１８……………………駆動パルス発生器

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 カール ダブリユ．ハーン アメリカ合衆国コロラド州エングルウツ ド，ピー．オー．ボツクス 3274 (56)参考文献 特開 昭58−15854（ＪＰ，Ａ) Ｄｉｇｅｓｔｉｖｅ Ｄｉｓｅａｓｅｓ ａｎｄ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，24［11 ］（1979−11）（米） ｐ．845〜848 都築正和、斎藤正男「電気メスの理論と 実際（昭59−１−26）分光堂 ｐ．169〜 171) 日本医師会雑誌、66〔８〕（1971）菱本 久美郎、Ｌｅｏｎ ｏｌｄｍａｎ「プラ ズ・マ・メスによる無血手術」 Ｐｒｏｃ．８ｔｈ Ｉ．Ｃ．Ｂ．Ｍ. Ｅ．，３ｙ−５（1969）Ｒｏｂｅｒｔｓ, Ｔ．＆ Ｂｒａｙｓｈａｗ，Ｆ．Ｇ．，： Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎ ｔａｌ Ｕｓｅ ｏ ｆ ｔｈｅ Ｐｌａｓｍａ Ｔｉｓｓｕｓ Ｃｕｔｔｉｎｇ Ｄｅｖｉｃｅ.

Claims (39)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】組織の支質に焼痂を生じる電気外科装置で
   あって、 自然流体でおおわれている組織から自然流体を取り除き
   実質的に組織を露出させるのに十分な所定流量で実質的
   に酸素原子を含まない所定のガスを柱状の噴流として前
   記組織に導く手段と、 前記焼痂を生じさせるように、前記組織を含む電気路中
   の前記ガス噴流中のイオン化導電通路に所定の無線周波
   数範囲の所定電力レベルで電気エネルギを伝達する手段
   と、 を備えてなることを特徴とする電気外科装置。
2. 【請求項２】特許請求の範囲第１項において、無線周波
   エネルギを伝送する所定の電力レベルは、新たに血液で
   おおわれた組織に焼痂をつくるのに十分なものであり、
   また、組織上に実際的な流体除去効果をもたないように
   ガス噴流を組織から十分な距離に離したときは、イオン
   化導電通路を設定するのに十分なものである、電気外科
   装置。
3. 【請求項３】特許請求の範囲第１項において、ガス噴流
   が実質的に層流状の流動特性をもつ、電気外科装置。
4. 【請求項４】特許請求の範囲第１項において、無線周波
   エネルギがイオン化導電通路内に導かれるアークによっ
   てのみ伝達される、電気外科装置。
5. 【請求項５】特許請求の範囲第４項において、イオン化
   通路内のアークは、従来技術の電気外科装置を放電療法
   形態で動作させ通常の活性電極を大気環境で使用する場
   合のイオン化通路内のアークに比べて、一般に平均した
   長さ及び時間間隔が短い、電気外科装置。
6. 【請求項６】特許請求の範囲第１項において、無線周波
   電気エネルギがガス噴流中をイオン化導電通路内をアー
   クとならない拡散電流として導かれる電気外科装置。
7. 【請求項７】特許請求の範囲第１項において、 前記電気エネルギ伝達装置は更に第１動作形態と第２動
   作形態とを選択的に切替える手段を備え、 第１動作形態では、イオン化導電通路内にアークで無線
   周波電気エネルギを伝達し、また、 第２動作形態では、イオン化導電通路内にアークを生じ
   ない拡散電流として無線周波電気エネルギを伝達する、
   ことを特徴とする電気外科装置。
8. 【請求項８】特許請求の範囲第７項において、第１動作
   形態と第２動作形態とを選択的に切替える前記手段に、 各動作形態において異る所定のガスを選択的に導く手
   段、及び、 各動作形態において供給される所定の電力レベルを変化
   して各動作形態におけるガス噴流の画定された電気エネ
   ルギ伝達特性を実現する手段、 を備える電気外科装置。
9. 【請求項９】特許請求の範囲第８項において、第１動作
   形態で導かれる所定のガスがアルゴンであり、また第２
   動作形態で導かれる所定のガスがヘリウムである、電気
   外科装置。
10. 【請求項１０】特許請求の範囲第１項において、所定の
    ガスが不活性ガスである電気外科装置。
11. 【請求項１１】特許請求の範囲第１項において、 前記ガス伝導手段はガス噴流中における所定のガス供給
    状態を検出する手段を有し、及び 前記電気エネルギ伝達手段は更に所定のガス供給状態が
    設定されるまでガス噴流に対する無線周波エネルギの供
    給を防止する手段を有する ことを特徴とする電気外科装置。
12. 【請求項１２】特許請求の範囲第１項において、 前記ガス伝導手段は、ペンシル状装置を有し、該ペンシ
    ル状装置が層流状の噴流を生じるガス流通路のノズル手
    段を有し、 前記電気エネルギ伝達手段がノズル手段のガス流通路中
    に配置され、ノズル手段に接続された電極手段を備え、 該ノズル手段がガスの層流状の噴流を生じ、 ノズル手段及び電極手段がペンシル状装置から取り外し
    可能となっている、 電気外科装置。
13. 【請求項１３】特許請求の範囲第１２項において、 ノズル手段及び電極手段が一体的にノズル及び電極支持
    装置内に接続され、 ペンシル状装置には、前記ガス伝導手段及び前記エネル
    ギ伝達手段の双方に接続されているハンドルならびに、
    ノズル及び電極支持装置をハンドル内に所定の接続関係
    に選択的に接続するためのカプラ手段を具備して、ハン
    ドルからガスをノズル手段に供給し、またハンドルから
    電気エネルギを電極手段に供給する、 電気外科装置。
14. 【請求項１４】特許請求の範囲第１３項において、 ハンドル内におけるノズルと電極支持装置との所定の接
    続関係を動作上検出する手段、及び、 所定の接続関係が設定されるまで、電極手段に対する電
    気エネルギの供給を防止する手段、 も備える電気外科装置。
15. 【請求項１５】特許請求の範囲第１項において、 前記ガス伝導手段は、少なくとも１つの内部通路を有し
    その中に所定のガスを伝導させるコード手段を有し、ま
    た、 前記電気エネルギ伝達手段は、コード手段中に配置され
    前記コード手段中に導かれる所定のガスによって実質的
    に囲まれる電気導体を有する、 電気外科装置。
16. 【請求項１６】特許請求の範囲第１５項において、 前記コード手段には、コード手段の長さに沿って通常縦
    方向に延び、かつ、コード手段の縦方向基準軸のまわり
    に通常同心円状に配置される複数個の管路を備え、それ
    ぞれの管路は、１つの通路を構成しまた、 前記電気導体が、通常、縦方向基準軸の位置に配置され
    る、 電気外科装置。
17. 【請求項１７】特許請求の範囲第１項において、前記電
    気エネルギ伝達手段が更に、組織へのイオン化導電路の
    所定の電気状態を検出する手段を有し、前記電気エネル
    ギ伝達手段は選択的に動作され得、前記電気エネルギ伝
    達手段は、 第１所定動作電力レベルで電気エネルギをガス噴流に伝
    達してイオン化導電通路中にアークを生じることによっ
    て組織支質上に焼痂をつくり、 動作電力レベルよりも低い第２所定目標電力レベルで電
    気エネルギをガス噴流に伝達して、動作電力レベルを伝
    達しないときガス噴流中にアークを生じないイオン化状
    態をつくり、また、 組織までのイオン化導電路中の所定電気状態を前記電気
    状態検出手段が検出するとき、目標電力レベルと動作電
    力レベルとの間を自動的に切替える、 電気外科装置。
18. 【請求項１８】特許請求の範囲第１７項において、イオ
    ン化導電通路中の所定電気状態が該導電路中に電気エネ
    ルギの少くとも一つのアークが伝達されている状態であ
    る、電気外科装置。
19. 【請求項１９】特許請求の範囲第１８項において、前記
    の電気エネルギ伝達手段が、 目標電力レベルを伝達中にイオン化導電通路中における
    所定数のアークの存在を前記電気状態検出手段が最初に
    検出した後、目標電力レベルより少ない第３所定レベル
    でガス噴流に電気エネルギを伝達し、また、 前記第３電力レベルで伝達中にイオン化導電通路中に所
    定数のアークを前記電気状態検出手段が検出すると、動
    作電力に自動的に切替わる、 電気外科装置。
20. 【請求項２０】特許請求の範囲第１９項において、前記
    電気エネルギ伝達手段が、 第３電力レベルの伝達中の所定時間間隔内に所定数のア
    ークを前記電気状態検出手段が検出できないときは、目
    標電力レベルに自動的に切替わる、 電気外科装置。
21. 【請求項２１】特許請求の範囲第１９項において、前記
    電気エネルギ伝達手段が、 ガス噴流に電気エネルギの供給を開始するときは、目標
    電力レベルよりは大きく、また動作電力レベルよりは、
    小さな第４の所定ブースタ電力レベルでガス噴流に電気
    エネルギを伝達する、 電気外科装置。
22. 【請求項２２】特許請求の範囲第１項において、 前記ガス伝導手段には、外科処置中外科医によって手動
    操作されるようになっていてガス噴流を生じるノズル手
    段を具備するペンシル状装置を含み、 前記電気エネルギ伝達手段には、前記ノズル手段内のガ
    ス流通路中に配置されて、ガス噴流に電気エネルギを伝
    送するために動作する電極手段を含み、また、 前記電気エネルギ伝達手段には、さらに、ペンシル状装
    置と組織との間のイオン化通路中の電気状態を検出し、
    組織からの所定動作電力を供給するペンシル状装置の動
    作分離距離を焼痂を生じるために設定する手段も含む、 電気外科装置。
23. 【請求項２３】特許請求の範囲第１項において、前記電
    気エネルギ伝達手段は更に、 電気外科効果を実現するため組織への電気エネルギの伝
    達に使用する電極手段、 外科的効果を生じるため所定の無線周波数範囲内の第１
    所定電力レベルを発生し、また、第１電力レベルより実
    質的に低い第２電力レベルを所定無線周波数範囲内で発
    生し、それら発生した電力を電極手段に供給する発生手
    段、及び、 電極手段と組織との間の距離に関する所定の特性を動作
    上から検出し、電極手段が組織から所定の距離より近く
    にあるときは第１電力レベルを供給するように発生手段
    を制御し、また、電極手段が組織から所定の距離より遠
    くに離れているときは、第２電力レベルを供給するよう
    に発生手段を制御するセンサ手段、 を備える電気外科装置。
24. 【請求項２４】特許請求の範囲第２３項において、前記
    センサ手段が検出する前記所定の特性は所定の電気的特
    性であって、前記センサ手段が電極手段と組織との間の
    空間的間隔の該所定の電気的特性を動作上検出して、所
    定の距離を定める、電気外科装置。
25. 【請求項２５】特許請求の範囲第２４項において、所定
    の電気的特性が電流伝導特性である、電気外科装置。
26. 【請求項２６】特許請求の範囲第２３項において、 前記発生手段は、 所定の無線周波数範囲内に固有周波数をもち、駆動パル
    スによって付勢されるとき、所定周波数範囲の電気エネ
    ルギを前記電極手段に供給するように動作する共振回路
    手段と、 所定のエネルギ含有量をもつ駆動パルスを前記共振回路
    手段に供給する駆動パルス発生手段と、 前記駆動パルス発生手段に接続されて、それぞれが異な
    るエネルギ含有量をもつ、複数個の異なる型式の所定駆
    動パルスを発生するように、前記駆動パルス発生手段を
    制御する制御手段と を備えることよりなり 前記センサ手段は 前記の共振回路手段および制御手段に接続されて、電極
    手段と組織との間のイオン化導電通路中の所定電気状態
    に関係する共振回路手段中の所定の電気信号特性を検出
    するように動作し、所定電気信号特性を検出するとき、
    前記第１電力レベルを発生させる動作レベル信号を前記
    制御手段に供給し、また、所定電気信号特性が検出され
    ないとき、前記第２電力レベルを発生させる目標レベル
    信号を前記制御手段に供給する、 電気外科装置であって、 所定の流量で流れる所定イオン化可能ガスの噴流を発生
    する手段を有し、 前記発生手段は 前記電極手段に接続されて、発生した電力を電極手段に
    供給してガス噴流中にイオン化導電通路をつくるように
    動作しそれによって、電気エネルギがガス噴流中を組織
    まで伝達され、 前記制御手段は、目標レベル信号に応答して前記駆動パ
    ルス発生手段を制御して、アークを生じない状態にガス
    噴流をイオン化するのに十分な所定エネルギ含有量をも
    つ前記第２電力レベルのための目標駆動パルスを供給
    し、また、 前記制御手段は、動作レベル信号に応答して、前記駆動
    パルス発生手段を制御して、ガス噴流をアーク状態にイ
    オン化するのに十分な所定エネルギ含有量をもつ前記第
    ２電力レベルのための動作駆動パルスを供給する。
27. 【請求項２７】特許請求の範囲第１項において、 前記ガス噴流が所定の十分大きい流量で流れていると
    き、ガス噴流内のイオン化導電通路に十分な電気エネル
    ギを伝達し、また電気外科影響をさけるために、組織か
    ら十分な距離までガス噴流を離すときは、イオン化を維
    持する、 端末内部インピーダンスが３０００オームから６０００
    オームの範囲内の値以上の十分高い内部インピーダンス
    をもつ前記発生手段を備える電気外科装置。
28. 【請求項２８】特許請求の範囲第１項において 前記ガスの所定流量が毎分４リットル以上であり、 ガス噴流が所定の十分大きい流量で流れているとき、ガ
    ス噴流内のイオン化導電通路に十分な電気エネルギを伝
    達し、電気外科影響をさけるために、組織から十分な距
    離までガス噴流を離すときは、イオン化を維持する、十
    分高い内部インピーダンスをもつ前記発生手段を備える
    電気外科装置。
29. 【請求項２９】特許請求の範囲第１５項において、 電気導体が一般に前記コード手段の横方向中心に配置さ
    れ、また、 電極手段が、ノズル及び電極支持装置をハンドルに接続
    して、前記ペンシル状装置の一般に横方向中心に配置さ
    れる、 電気外科装置。
30. 【請求項３０】特許請求の範囲第１４項において、 電極手段が、実質的に露出した前部端末をもつ細長い電
    極を備え、また、 ノズル手段内の位置の実際的なガス流通路の中心に延
    び、実質的に露出した前部端末を備える電極手段を支持
    する手段、 も備える、電気外科装置。
31. 【請求項３１】特許請求の範囲第３０項において、 電極手段の後部端末は露出されており、それによって、
    前記ノズル及び電極支持装置をハンドル内に接続すると
    き、カプラ手段において電極手段との電気接続を行な
    う、電気外科装置。
32. 【請求項３２】特許請求の範囲第３１項において、 前記ノズル及び電極支持装置には、ノズル手段に接続さ
    れる煙突状構造部を画定する手段を含み、 また、 前記電極を支持する手段には、電極手段の前部端末と後
    部端末との間の位置で電極に取付けたコア部分ならびに
    煙突状構造部とコア部分に延びて、電極をノズル及び電
    極支持装置内に支持するリブとを備える、 電気外科装置。
33. 【請求項３３】特許請求の範囲第１５項において、前記
    コード手段の電気導体が、一般にコード手段の横方向中
    心に配置される、電気外科装置。
34. 【請求項３４】特許請求の範囲第３３項において、ガス
    噴流中に電気エネルギを伝達する前記ペンシル状の装置
    には、ノズル手段内に延びて一般にペンシル状装置の横
    方向中心に配置される電極と前記コード手段の導体によ
    って導かれる電気エネルギとを含み、また前記ペンシル
    状装置の電極は、内部で、コード手段及びペンシル状装
    置の双方の対向横方向外面からほぼ等距離の間隔となっ
    ている、電気外科装置。
35. 【請求項３５】特許請求の範囲第３４項において、コー
    ド手段及びペンシル状装置内のガスが一般に、コード手
    段の電気導体及びペンシル状装置の電極を囲む、電気外
    科装置。
36. 【請求項３６】特許請求の範囲第１５項において、前記
    ペンシル状装置が、 前記コード手段に接続されるハンドル、 前記コード手段のガス伝導管路を通して供給されるガス
    からガス噴流をつくるノズル手段を備え、また前記ノズ
    ル手段によってつくられるガス噴流に前記コード手段の
    電気伝導体から電気エネルギを伝送するように動作する
    電極手段を備える、ノズル及び電極支持装置、及び 前記ハンドルに接続されて、前記ノズル及び電極支持装
    置を前記ペンシル状装置に取外し可能に接続するように
    動作するカプラ手段、 を含む、電気外科装置。
37. 【請求項３７】特許請求の範囲第３６項において、 ペンシル状装置内の所定のガス圧力状態又はガス流通状
    態の一つに応答し、また、所定のガス流通状態又はガス
    圧力状態が設定できないことを検知するとき、前記発生
    手段から電気エネルギを供給するのを防止するように動
    作する手段、 も備える電気外科装置。
38. 【請求項３８】特許請求の範囲第３７項において、 前記カプラ手段には、前記カプラ手段を通るコード手段
    の各管路を延ばす導管手段を含み、また、前記ノズル及
    び電極支持装置には、前記ノズル及び電極支持装置がペ
    ンシル状装置に正しく接続されるとき、前記コード手段
    の一つの供給管路に供給されるガスが前記コード手段の
    他のセンサ管路に戻る通路ができ、それによって前記ペ
    ンシル状装置内における所定のガス流通状態又はガス圧
    力状態を検知するように動作する手段、 も備える電気外科装置。
39. 【請求項３９】特許請求の範囲第３８項において、前記
    コード手段のセンサ管路に接続されて、前記センサ管路
    内のガス状態に応答して前記発生手段を制御する手段も
    備える、電気外科装置。