JP3426311B2 - 電流検出素子 - Google Patents
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- A61B17/3462—Trocars; Puncturing needles with means for changing the diameter or the orientation of the entrance port of the cannula, e.g. for use with different-sized instruments, reduction ports, adapter seals
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- A61B17/3476—Powered trocars, e.g. electrosurgical cutting, lasers, powered knives
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
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- Y10S128/00—Surgery
- Y10S128/908—Patient protection from electric shock
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本出願は、1992年 5月17日出願の
No. 07/853,149「電気外科的トロカールアッセンブリ」
の部分継続出願である、現在継続中の1992年 7月19日付
け出願のNo.07/901,024「２電極を有する電気外科的ト
ロカールアッセンブリ」の部分継続出願である。本発明
は、電気外科的トロカール及び高周波切開器具を含むが
それには限定されない電気的ケーブルあるいは他の電気
的導体の負荷端に到達する電流の医学的器具あるいは測
定器具に係り、より特定的には供給される電流量を決定
するための電流検出素子に関する。
No. 07/853,149「電気外科的トロカールアッセンブリ」
の部分継続出願である、現在継続中の1992年 7月19日付
け出願のNo.07/901,024「２電極を有する電気外科的ト
ロカールアッセンブリ」の部分継続出願である。本発明
は、電気外科的トロカール及び高周波切開器具を含むが
それには限定されない電気的ケーブルあるいは他の電気
的導体の負荷端に到達する電流の医学的器具あるいは測
定器具に係り、より特定的には供給される電流量を決定
するための電流検出素子に関する。
【０００２】
【従来の技術】ケーブルのような電気導体の末端に到達
する電流量を決定することが必要となる例はいくつかあ
る。例えば、その内容が文献として参照される上記の出
願にはケーブルによって電気外科的発振器に接続され、
および望ましい実施例においてトロカールの先端が腹膜
を含む人体空洞の壁を貫通した時に電気外科的発振器を
停止する電気外科的切開器具を含むトロカールである電
気外科的トロカールアッセンブリが開示される。これら
の出願に開示されるように、貫通が達成された時にこの
到達電流が変化するために、電気外科的発振器によって
供給される電流を検出することによってこれを達成する
ことができる。他の例は、電気外科的電流の出力を厳密
に制御する必要のある高周波切開手段に関連している。
この発明はケーブルのような電気導体の末端に配置され
る負荷に到達する交流電流の量を知る必要がある全ての
状況に適用できることが理解されるけれども、この発明
は特に電気外科的トロカールに関して以下に述べられ
る。
する電流量を決定することが必要となる例はいくつかあ
る。例えば、その内容が文献として参照される上記の出
願にはケーブルによって電気外科的発振器に接続され、
および望ましい実施例においてトロカールの先端が腹膜
を含む人体空洞の壁を貫通した時に電気外科的発振器を
停止する電気外科的切開器具を含むトロカールである電
気外科的トロカールアッセンブリが開示される。これら
の出願に開示されるように、貫通が達成された時にこの
到達電流が変化するために、電気外科的発振器によって
供給される電流を検出することによってこれを達成する
ことができる。他の例は、電気外科的電流の出力を厳密
に制御する必要のある高周波切開手段に関連している。
この発明はケーブルのような電気導体の末端に配置され
る負荷に到達する交流電流の量を知る必要がある全ての
状況に適用できることが理解されるけれども、この発明
は特に電気外科的トロカールに関して以下に述べられ
る。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】より詳細に解決される
べき課題を考えると、到達する電流が高周波数であり高
電圧であると同時に電気外科的発振器によって発振され
る電流出力である時には、発振器によって発振する全電
流量は電気的接続ケーブルの末端に供給される実際の電
流に正確には対応しない。この矛盾あるいは誤差は発振
器の電流帰還路に対して分布する容量に起因する。電流
はケーブル全長にわたって流れ、電流量は電圧、周波
数、アース（あるいは戻り流路）に対する分布容量およ
びケーブル長によって決定される。従って電気外科的発
振器がＧに示されている図１を参照すると、負荷インピ
ーダンス（即ち電気外科的電極あるいは切開器具によっ
て処理される組織のインピーダンス）はＺＬで示され、
アースに対する分布容量、即ち漏れ容量はＺｃａで表さ
れる。発振器の電圧をＶとすると、全電流Ｉｔ は次式
で表される。
べき課題を考えると、到達する電流が高周波数であり高
電圧であると同時に電気外科的発振器によって発振され
る電流出力である時には、発振器によって発振する全電
流量は電気的接続ケーブルの末端に供給される実際の電
流に正確には対応しない。この矛盾あるいは誤差は発振
器の電流帰還路に対して分布する容量に起因する。電流
はケーブル全長にわたって流れ、電流量は電圧、周波
数、アース（あるいは戻り流路）に対する分布容量およ
びケーブル長によって決定される。従って電気外科的発
振器がＧに示されている図１を参照すると、負荷インピ
ーダンス（即ち電気外科的電極あるいは切開器具によっ
て処理される組織のインピーダンス）はＺＬで示され、
アースに対する分布容量、即ち漏れ容量はＺｃａで表さ
れる。発振器の電圧をＶとすると、全電流Ｉｔ は次式
で表される。
【０００４】
Ｉｔ ＝Ｖ／Ｚｃａ ＋ Ｖ／ＺＬ
負荷に到達する電流はＶとＩｔを計測し、容量の影響を
減算することによって得ることが可能であるけれども、
多くの場合、特に電気外科の場合にあっては、容量は未
知でありケーブルの位置に応じて予知できない様子で実
際変動するため、単にケーブルの発振器側での電流の計
測は不正確である。
減算することによって得ることが可能であるけれども、
多くの場合、特に電気外科の場合にあっては、容量は未
知でありケーブルの位置に応じて予知できない様子で実
際変動するため、単にケーブルの発振器側での電流の計
測は不正確である。
【０００５】本発明によれば、接続ケーブルあるいは電
源と負荷との間の他の接続部の分布容量の効果のために
電源側での電流の直接的な計測が不正確である上述のよ
うな環境下で電源から医学的な計測負荷に実際に到達す
る電流の正確な計測を可能とする電流検出素子が提供さ
れる。
源と負荷との間の他の接続部の分布容量の効果のために
電源側での電流の直接的な計測が不正確である上述のよ
うな環境下で電源から医学的な計測負荷に実際に到達す
る電流の正確な計測を可能とする電流検出素子が提供さ
れる。
【０００６】
【課題を解決するための手段】第１の発明にかかる電流
検出素子は、主導体と電源への帰還路との間の分布容量
によって主導体の電源側における電流測定によっては医
学的器具である負荷に到達する正確な電流を知ることが
できない場合に使用され、電源から医学的器具である負
荷の末端に電流を供給するための主導体の末端に接続さ
れる医学的器具である負荷に電源から到達する交流電流
を検出するための電流検出素子であって、電流検出素子
が主導体の全長にわたって主導体に沿って配置され医学
的器具である負荷近傍にまで延び医学的器具である負荷
に接続はされていない基準導体と、分布容量の効果を除
去して医学的器具である負荷に到達する電流に対応する
電流測定値を得るために医学的器具に流れる全負荷電流
から基準導体を流れる電流を減算するための減算手段
と、を具備する。
検出素子は、主導体と電源への帰還路との間の分布容量
によって主導体の電源側における電流測定によっては医
学的器具である負荷に到達する正確な電流を知ることが
できない場合に使用され、電源から医学的器具である負
荷の末端に電流を供給するための主導体の末端に接続さ
れる医学的器具である負荷に電源から到達する交流電流
を検出するための電流検出素子であって、電流検出素子
が主導体の全長にわたって主導体に沿って配置され医学
的器具である負荷近傍にまで延び医学的器具である負荷
に接続はされていない基準導体と、分布容量の効果を除
去して医学的器具である負荷に到達する電流に対応する
電流測定値を得るために医学的器具に流れる全負荷電流
から基準導体を流れる電流を減算するための減算手段
と、を具備する。
【０００７】第２の発明にかかる電流検出素子は、減算
手段が磁気的減算手段である。第３の発明にかかる電流
検出素子は、磁気的減算手段が、主導体および基準導体
を流れる電流の差が出力となるように第１の方向に巻回
された主導体と第１の方向と逆方向に巻回された基準導
体とで構成された電流変成器である。第４の発明にかか
る電流検出素子は、基準導体が正常であるか否かを判定
する判定手段をさらに具備する。
手段が磁気的減算手段である。第３の発明にかかる電流
検出素子は、磁気的減算手段が、主導体および基準導体
を流れる電流の差が出力となるように第１の方向に巻回
された主導体と第１の方向と逆方向に巻回された基準導
体とで構成された電流変成器である。第４の発明にかか
る電流検出素子は、基準導体が正常であるか否かを判定
する判定手段をさらに具備する。
【０００８】第５の発明にかかる電流検出素子は、判定
手段が、基準導体を流れる電流を検出する第２の電流変
成器である。第６の発明にかかる電流検出素子は、減算
手段が、主導体に直列に接続される第１のインピーダン
スと、基準導体に直列に接続される第２のインピーダン
スと、第１および第２のインピーダンスの両端に発生す
る電圧の差を検出する差電圧検出手段と、から構成され
る。
手段が、基準導体を流れる電流を検出する第２の電流変
成器である。第６の発明にかかる電流検出素子は、減算
手段が、主導体に直列に接続される第１のインピーダン
スと、基準導体に直列に接続される第２のインピーダン
スと、第１および第２のインピーダンスの両端に発生す
る電圧の差を検出する差電圧検出手段と、から構成され
る。
【０００９】第７の発明にかかる電流検出素子は、差電
圧検出手段が、第１のインピーダンスの両端に接続され
る入力端子を有する第１の演算増幅器と、第２のインピ
ーダンスの両端に接続される入力端子を有する第２の演
算増幅器と、第１および第２の演算増幅器の出力端子に
接続される入力端子を有する第３の演算増幅器と、から
構成される。
圧検出手段が、第１のインピーダンスの両端に接続され
る入力端子を有する第１の演算増幅器と、第２のインピ
ーダンスの両端に接続される入力端子を有する第２の演
算増幅器と、第１および第２の演算増幅器の出力端子に
接続される入力端子を有する第３の演算増幅器と、から
構成される。
【００１０】第８の発明にかかる電流検出素子は、基準
導体が正常であるか否かを判定する判定手段をさらに具
備する。第９の発明にかかる電流検出素子は、判定手段
が、第２のインピーダンスに接続される第２の演算増幅
器の出力に接続される出力端子である。第１０の発明に
かかる電流検出素子は、基準導体が正常であるか否かを
判定する判定手段をさらに具備する。
導体が正常であるか否かを判定する判定手段をさらに具
備する。第９の発明にかかる電流検出素子は、判定手段
が、第２のインピーダンスに接続される第２の演算増幅
器の出力に接続される出力端子である。第１０の発明に
かかる電流検出素子は、基準導体が正常であるか否かを
判定する判定手段をさらに具備する。
【００１１】第１１の発明にかかる電流検出素子は、主
導体と基準導体とが全長にわたって縒り合わされる。
導体と基準導体とが全長にわたって縒り合わされる。
【００１２】第１２の発明にかかる電流検出素子は、電
源が電気外科的発振器であり、医学的器具が電気外科的
電極であり、主導体、基準導体および帰還路が発振器と
医学的器具とを接続する接続ケーブル中に含まれる。
源が電気外科的発振器であり、医学的器具が電気外科的
電極であり、主導体、基準導体および帰還路が発振器と
医学的器具とを接続する接続ケーブル中に含まれる。
【００１３】第１３の発明にかかる電流検出素子は、主
導体と電源への帰還路との間の分布容量によって主導体
の電源側における正確な電流測定によっては医学的器具
である負荷に到達する正確な電流を知ることができない
場合に使用される、電源から医学的器具である負荷の末
端に電流を供給するための主導体の末端に接続される医
学的器具である負荷に電源から到達する交流電流を検出
するための電流検出素子であって、主導体に直列に接続
され、主導体の負荷端に位置し、閉状態に計測された電
流から減算される電源作動時開状態における基準電流レ
ベルとして機能する基準電圧の測定を可能とするスイッ
チ手段を含む。
導体と電源への帰還路との間の分布容量によって主導体
の電源側における正確な電流測定によっては医学的器具
である負荷に到達する正確な電流を知ることができない
場合に使用される、電源から医学的器具である負荷の末
端に電流を供給するための主導体の末端に接続される医
学的器具である負荷に電源から到達する交流電流を検出
するための電流検出素子であって、主導体に直列に接続
され、主導体の負荷端に位置し、閉状態に計測された電
流から減算される電源作動時開状態における基準電流レ
ベルとして機能する基準電圧の測定を可能とするスイッ
チ手段を含む。
【００１４】
【作用】第１の発明にかかる電流検出素子にあっては、
減算器において主導体を流れる電流から基準導体を流れ
る電流が減算され実際に負荷に到達する電流が算出され
る。第２の発明にかかる電流検出素子にあっては、減算
が磁気的に行われる。
減算器において主導体を流れる電流から基準導体を流れ
る電流が減算され実際に負荷に到達する電流が算出され
る。第２の発明にかかる電流検出素子にあっては、減算
が磁気的に行われる。
【００１５】第３の発明にかかる電流検出素子にあって
は、減算が一方向に巻回された主巻線と逆方向に巻回さ
れた副巻線とを有する変成器によって磁気的に行われ
る。第４の発明にかかる電流検出素子にあっては、基準
導体が断線しているか否かが判断され断線しているとき
には警報が出力される。第５の発明にかかる電流検出素
子にあっては、基準導体の断線が第２の変成器によって
検出される。
は、減算が一方向に巻回された主巻線と逆方向に巻回さ
れた副巻線とを有する変成器によって磁気的に行われ
る。第４の発明にかかる電流検出素子にあっては、基準
導体が断線しているか否かが判断され断線しているとき
には警報が出力される。第５の発明にかかる電流検出素
子にあっては、基準導体の断線が第２の変成器によって
検出される。
【００１６】第６の発明にかかる電流検出素子にあって
は、変成器にかえて主導体および基準導体に直列にイン
ピーダンスが挿入され、２つのインピーダンスの両端に
発生する電圧の差電圧によって負荷に到達する電流が検
出される。第７の発明にかかる電流検出素子にあって
は、インピーダンス両端に発生する電圧の測定および差
電圧の演算が演算増幅器によって行われる。
は、変成器にかえて主導体および基準導体に直列にイン
ピーダンスが挿入され、２つのインピーダンスの両端に
発生する電圧の差電圧によって負荷に到達する電流が検
出される。第７の発明にかかる電流検出素子にあって
は、インピーダンス両端に発生する電圧の測定および差
電圧の演算が演算増幅器によって行われる。
【００１７】第８の発明にかかる電流検出素子にあって
は、基準導体が断線しているか否かが判断され断線して
いるときには警報が出力される。第９の発明にかかる電
流検出素子にあっては、基準導体の断線検出が演算増幅
器の出力電圧によって行われる。第１０の発明にかかる
電流検出素子にあっては、基準導体が断線しているか否
かが判断され断線しているときには警報が出力される。
は、基準導体が断線しているか否かが判断され断線して
いるときには警報が出力される。第９の発明にかかる電
流検出素子にあっては、基準導体の断線検出が演算増幅
器の出力電圧によって行われる。第１０の発明にかかる
電流検出素子にあっては、基準導体が断線しているか否
かが判断され断線しているときには警報が出力される。
【００１８】第１１の発明にかかる電流検出素子にあっ
ては、主導体と基準導体とが相互に縒り合わされてい
て、アース線に対して主導体および基準導体が及ぼす影
響を等しくする。第１２の発明にかかる電流検出素子に
あっては、発振器および負荷が電気外科的器具であって
導体がそれらを接続するケーブルである。
ては、主導体と基準導体とが相互に縒り合わされてい
て、アース線に対して主導体および基準導体が及ぼす影
響を等しくする。第１２の発明にかかる電流検出素子に
あっては、発振器および負荷が電気外科的器具であって
導体がそれらを接続するケーブルである。
【００１９】第１３の発明にかかる電流検出素子にあっ
ては、主導体にスイッチを設けスイッチ開時に基準電圧
を計測し、スイッチ閉時に計測電圧から減算することに
より実際に負荷に到達する電流を求める。
ては、主導体にスイッチを設けスイッチ開時に基準電圧
を計測し、スイッチ閉時に計測電圧から減算することに
より実際に負荷に到達する電流を求める。
【００２０】
【実施例】図２は、電気外科的なトロカールアセンブリ
の中に組み込まれる本発明に係る電流検出素子又は装置
の好ましい一実施例のブロック図である。トロカールア
センブリは、上記出願に開示されているように接続ワイ
ヤあるいは接続ケーブル１６の導体１４によってトロカ
ールアセンブリ１２に接続される電気外科的装置あるい
は発振器（Electrosurgical Unit、以下ＥＳＵと記
す。）１０を含んでいる。ＥＳＵ１０は、被検体の空間
の壁（例えば腹膜）をトロカールの先端が貫通した時
に、例えば上記に示された出願に開示されているよう
に、ＥＳＵ１０の停止、即ちＥＳＵ１０からトロカール
に到達する電力の停止あるいは遮断する停止あるいは遮
断回路１８を含んでいる。この実施例においては、分離
した制御ユニットあるいは制御箱を備えているものの、
電流センサユニット２０はＥＳＵ１０内に置かれてい
る。
の中に組み込まれる本発明に係る電流検出素子又は装置
の好ましい一実施例のブロック図である。トロカールア
センブリは、上記出願に開示されているように接続ワイ
ヤあるいは接続ケーブル１６の導体１４によってトロカ
ールアセンブリ１２に接続される電気外科的装置あるい
は発振器（Electrosurgical Unit、以下ＥＳＵと記
す。）１０を含んでいる。ＥＳＵ１０は、被検体の空間
の壁（例えば腹膜）をトロカールの先端が貫通した時
に、例えば上記に示された出願に開示されているよう
に、ＥＳＵ１０の停止、即ちＥＳＵ１０からトロカール
に到達する電力の停止あるいは遮断する停止あるいは遮
断回路１８を含んでいる。この実施例においては、分離
した制御ユニットあるいは制御箱を備えているものの、
電流センサユニット２０はＥＳＵ１０内に置かれてい
る。
【００２１】上述したように、電流の検出をＥＳＵ（あ
るいは遠隔制御ボックス）で実行する装置の重要な問題
は、含まれる周波数において、接続ケーブル１６が遮断
点での電流の測定を困難とする相当な大きさを有し変動
する漏れインピーダンスを生じるということである。図
２、図３及び図４〜６に図示される実施例によれば、基
準導体２２が接続ケーブル１６に並列に、即ちトロカー
ル１２に無線周波数を搬送する主導体１４の横に近接し
て備えられる。従って、電流センサ２０は、“ホッ
ト”、即ち主導体１４と基準導体２２において観測され
る負荷状態の差を検出することで形成することができ
る。
るいは遠隔制御ボックス）で実行する装置の重要な問題
は、含まれる周波数において、接続ケーブル１６が遮断
点での電流の測定を困難とする相当な大きさを有し変動
する漏れインピーダンスを生じるということである。図
２、図３及び図４〜６に図示される実施例によれば、基
準導体２２が接続ケーブル１６に並列に、即ちトロカー
ル１２に無線周波数を搬送する主導体１４の横に近接し
て備えられる。従って、電流センサ２０は、“ホッ
ト”、即ち主導体１４と基準導体２２において観測され
る負荷状態の差を検出することで形成することができ
る。
【００２２】上記から理解できるように基準導体２２の
配置は、図１と同様のまた同一の符号が使用される図３
の中に示されている。図示されているように、第２の電
気導体、即ち基準導体２２は、基準導体２２の末端以外
で発振器１０へ帰還する電流であって、基準導体２２が
影響を与える電流が、発振器１０に帰還する電流であっ
て、主導体１４が影響を与える電流と等しくなるよう
に、主導体即ち“ホット”導体１４の近傍の配置され
る。
配置は、図１と同様のまた同一の符号が使用される図３
の中に示されている。図示されているように、第２の電
気導体、即ち基準導体２２は、基準導体２２の末端以外
で発振器１０へ帰還する電流であって、基準導体２２が
影響を与える電流が、発振器１０に帰還する電流であっ
て、主導体１４が影響を与える電流と等しくなるよう
に、主導体即ち“ホット”導体１４の近傍の配置され
る。
【００２３】これを達成する望ましい形態は、導体１４
および基準導体２２を発振器、即ち電流源に接続し、両
者を縒り合わせることである。上述のように、主導体１
４だけが実際に末端で負荷（ＺＬ ）に接続され、基準
導体は負荷の直前で終端している。即ち基準導体２２は
漏れ容量、即ち分布結合容量に起因してアースに対して
インピーダンスＺｃｂを有する。基準導体２２が主導体
１４の終端に近接すればするほど、容量結合を介しての
電流損失は大となる。両方の電流損失は等しくなるため
に、上述のように主導体１４を流れる合計電流から基準
導体２２を流れる漏れ電流を減算すること、即ち次式に
よりにより、先端に到達する合計電流を決定することが
可能である。
および基準導体２２を発振器、即ち電流源に接続し、両
者を縒り合わせることである。上述のように、主導体１
４だけが実際に末端で負荷（ＺＬ ）に接続され、基準
導体は負荷の直前で終端している。即ち基準導体２２は
漏れ容量、即ち分布結合容量に起因してアースに対して
インピーダンスＺｃｂを有する。基準導体２２が主導体
１４の終端に近接すればするほど、容量結合を介しての
電流損失は大となる。両方の電流損失は等しくなるため
に、上述のように主導体１４を流れる合計電流から基準
導体２２を流れる漏れ電流を減算すること、即ち次式に
よりにより、先端に到達する合計電流を決定することが
可能である。
【００２４】
ＩＬ ＝Ｉ１ −Ｉｃｂ
Ｉ１およびＩｃｂは接続ケーブル１６の発振器端で正確
に計測することが可能であるため、 Ｉｃｂ ＝ Ｉｃａ であれば、Ｉ１からＩｃｂを減算することによりＩＬを
決定することが可能となる。
に計測することが可能であるため、 Ｉｃｂ ＝ Ｉｃａ であれば、Ｉ１からＩｃｂを減算することによりＩＬを
決定することが可能となる。
【００２５】上述の減算にはいくつかの方法を使用する
ことが可能であり、図２の実施例においては図４の回路
図に示されるように電流変成器２４の使用によって磁気
的減算によって達成することができる。特に図４に示さ
れるように、主導体１４は変成器２４中に所定の方向に
巻回され、副導体即ち基準導体２２は同一の変成器２４
中に逆方向に巻回される。電流変成器２４の出力は主導
体１４と基準導体２２を流れる電流の差、即ち負荷ＺＬ
（切開器具１２ａ）に到達する電流となる。電流センサ
２０で検出され、遮断回路１８を制御するために使用さ
れるのはこの電流である。
ことが可能であり、図２の実施例においては図４の回路
図に示されるように電流変成器２４の使用によって磁気
的減算によって達成することができる。特に図４に示さ
れるように、主導体１４は変成器２４中に所定の方向に
巻回され、副導体即ち基準導体２２は同一の変成器２４
中に逆方向に巻回される。電流変成器２４の出力は主導
体１４と基準導体２２を流れる電流の差、即ち負荷ＺＬ
（切開器具１２ａ）に到達する電流となる。電流センサ
２０で検出され、遮断回路１８を制御するために使用さ
れるのはこの電流である。
【００２６】もし基準導体１６が切断されたならば、読
み取り電流は不正確となることが了解される。このため
に、本発明は基準導体１６が正常であるか否かを決定す
る手段を準備している。特に電流を検出し電気外科的発
振器１０（図２において要素１８および２０によって代
表されている。）を制御する制御部は、ＥＳＵ１０の動
作が開始された時に副導体即ち基準導体２２を流れる電
流の最小レベルが検出されなかった場合に警報を発生す
る手段が備えられる。図２および図４の磁気的減算の実
施例においては、警報の発生は図５に示すように基準導
体２２だけに接続される第２の電流変成器２６を追加す
ることによって達成することができる。
み取り電流は不正確となることが了解される。このため
に、本発明は基準導体１６が正常であるか否かを決定す
る手段を準備している。特に電流を検出し電気外科的発
振器１０（図２において要素１８および２０によって代
表されている。）を制御する制御部は、ＥＳＵ１０の動
作が開始された時に副導体即ち基準導体２２を流れる電
流の最小レベルが検出されなかった場合に警報を発生す
る手段が備えられる。図２および図４の磁気的減算の実
施例においては、警報の発生は図５に示すように基準導
体２２だけに接続される第２の電流変成器２６を追加す
ることによって達成することができる。
【００２７】電流減算の他の方法は図６に示されてお
り、変成器２４は導体１４および２２にそれぞれ接続さ
れるインピーダンス２８および３０に置き換えられてい
る。差動電圧増幅器３２および３４がそれぞれインピー
ダンス２８および３０の両端に接続され、この２つの差
動電圧増幅器３２および３４の出力は第３の差動電圧増
幅器３６に接続される。従って、第３の差動電圧増幅器
の出力Ｖｏは負荷電流に比例する。基準導体２２が正常
であるか否かの監視は、例えば基準導体２２中に配置さ
れるインピーダンス３０の両端に発生する電圧を計測す
るために差動電圧増幅器３４の出力に出力端子３４ａを
追設することによって、図５の実施例と同様可能とな
る。
り、変成器２４は導体１４および２２にそれぞれ接続さ
れるインピーダンス２８および３０に置き換えられてい
る。差動電圧増幅器３２および３４がそれぞれインピー
ダンス２８および３０の両端に接続され、この２つの差
動電圧増幅器３２および３４の出力は第３の差動電圧増
幅器３６に接続される。従って、第３の差動電圧増幅器
の出力Ｖｏは負荷電流に比例する。基準導体２２が正常
であるか否かの監視は、例えば基準導体２２中に配置さ
れるインピーダンス３０の両端に発生する電圧を計測す
るために差動電圧増幅器３４の出力に出力端子３４ａを
追設することによって、図５の実施例と同様可能とな
る。
【００２８】図７を参照すると、上述の基本問題に対す
る他の解決策が示されている。この実施例においては、
図７に示されるように電流センサ４０は主導体即ち“ホ
ット”導体１４の末端に位置する（基準導体はない）。
もしセンサ４０の出力がアースに対する容量によって影
響されなければ、即ち出力がディジタル信号、光ファイ
バケーブルを介しての光、伝送された無線周波数信号あ
るいは電流に対応した直流電圧であれば、負荷電流は正
確に検出され得る。信号を使用可能な電圧に変換するた
めの温度センサあるいはサーミスタ（熱電対）、電流を
直流電圧に変換するための整流およびフィルタリング機
能を有する電流変成器等が使用可能である。
る他の解決策が示されている。この実施例においては、
図７に示されるように電流センサ４０は主導体即ち“ホ
ット”導体１４の末端に位置する（基準導体はない）。
もしセンサ４０の出力がアースに対する容量によって影
響されなければ、即ち出力がディジタル信号、光ファイ
バケーブルを介しての光、伝送された無線周波数信号あ
るいは電流に対応した直流電圧であれば、負荷電流は正
確に検出され得る。信号を使用可能な電圧に変換するた
めの温度センサあるいはサーミスタ（熱電対）、電流を
直流電圧に変換するための整流およびフィルタリング機
能を有する電流変成器等が使用可能である。
【００２９】図８を参照すると、この発明のもう１つの
実施例が示されている。図８でも図１と同一の符号が使
用されている。図８は上述の課題を解決するためにケー
ブルの負荷側、即ち負荷インピーダンスＺＬの接続端に
スイッチング素子あるいはスイッチ４２が備えられてい
る点で図１と相違する。動作は、負荷電流を既知である
零とするためにスイッチ４２を開とし、発振器Ｇ（図２
のＥＳＵに相当する）は電圧を発生する。この時の電流
が計測され、分布容量が一定であるように接続ケーブル
（ケーブル１６に相当するケーブル）の動きが微小であ
ると仮定すれば基準レベルとして使用できる。この基準
レベルはスイッチ４２が動作し（即ち閉で）電流が負荷
（および分布容量）に到達している時に発生する全電流
から減算される。スイッチ開時の測定結果は分布容量の
演算にも使用可能であり、この演算結果は負荷に到達す
る電流を決定するためにも使用される。
実施例が示されている。図８でも図１と同一の符号が使
用されている。図８は上述の課題を解決するためにケー
ブルの負荷側、即ち負荷インピーダンスＺＬの接続端に
スイッチング素子あるいはスイッチ４２が備えられてい
る点で図１と相違する。動作は、負荷電流を既知である
零とするためにスイッチ４２を開とし、発振器Ｇ（図２
のＥＳＵに相当する）は電圧を発生する。この時の電流
が計測され、分布容量が一定であるように接続ケーブル
（ケーブル１６に相当するケーブル）の動きが微小であ
ると仮定すれば基準レベルとして使用できる。この基準
レベルはスイッチ４２が動作し（即ち閉で）電流が負荷
（および分布容量）に到達している時に発生する全電流
から減算される。スイッチ開時の測定結果は分布容量の
演算にも使用可能であり、この演算結果は負荷に到達す
る電流を決定するためにも使用される。
【００３０】本発明はその特定の典型的な実施例につい
て述べられているが、本発明の範囲および概念を外れる
ことなく変更改良が可能であることはこの技術分野で通
常の知識を有する者によって理解される。
て述べられているが、本発明の範囲および概念を外れる
ことなく変更改良が可能であることはこの技術分野で通
常の知識を有する者によって理解される。
【００３１】
【発明の効果】第１の発明にかかる電流検出素子によれ
ば、減算器で主導体を流れる電流から基準導体を流れる
電流を減算することにより実際に負荷に到達する電流を
算出することが可能となる。第２の発明にかかる電流検
出素子によれば、磁気的に減算を行うことが可能とな
る。
ば、減算器で主導体を流れる電流から基準導体を流れる
電流を減算することにより実際に負荷に到達する電流を
算出することが可能となる。第２の発明にかかる電流検
出素子によれば、磁気的に減算を行うことが可能とな
る。
【００３２】第３の発明にかかる電流検出素子によれ
ば、一方向に巻回された主巻線と逆方向に巻回された副
巻線とを有する変成器で磁気的に減算を行うことが可能
となる。第４の発明にかかる電流検出素子によれば、基
準導体が断線しているか否かを判断し、断線していると
きには警報を出力することが可能となる。
ば、一方向に巻回された主巻線と逆方向に巻回された副
巻線とを有する変成器で磁気的に減算を行うことが可能
となる。第４の発明にかかる電流検出素子によれば、基
準導体が断線しているか否かを判断し、断線していると
きには警報を出力することが可能となる。
【００３３】第５の発明にかかる電流検出素子によれ
ば、基準導体の断線を第２の変成器によって検出するこ
とが可能となる。第６の発明にかかる電流検出素子によ
れば、変成器にかえて主導体および基準導体に直列にイ
ンピーダンスを挿入し、２つのインピーダンスの両端に
発生する電圧の差電圧によって負荷に到達する電流を検
出することが可能となる。
ば、基準導体の断線を第２の変成器によって検出するこ
とが可能となる。第６の発明にかかる電流検出素子によ
れば、変成器にかえて主導体および基準導体に直列にイ
ンピーダンスを挿入し、２つのインピーダンスの両端に
発生する電圧の差電圧によって負荷に到達する電流を検
出することが可能となる。
【００３４】第７の発明にかかる電流検出素子によれ
ば、インピーダンス両端に発生する電圧の測定および差
電圧の演算を演算増幅器によって行うことが可能とな
る。第８の発明にかかる電流検出素子によれば、基準導
体が断線しているか否かを判断し、断線しているときに
は警報を出力することが可能となる。第９の発明にかか
る電流検出素子によれば、基準導体の断線検出を演算増
幅器の出力電圧によって行うことが可能となる。
ば、インピーダンス両端に発生する電圧の測定および差
電圧の演算を演算増幅器によって行うことが可能とな
る。第８の発明にかかる電流検出素子によれば、基準導
体が断線しているか否かを判断し、断線しているときに
は警報を出力することが可能となる。第９の発明にかか
る電流検出素子によれば、基準導体の断線検出を演算増
幅器の出力電圧によって行うことが可能となる。
【００３５】第１０の発明にかかる電流検出素子によれ
ば、基準導体が断線しているか否かを判断し、断線して
いるときには警報を出力することが可能となる。第１１
の発明にかかる電流検出素子によれば、主導体と基準導
体とを相互に縒り合わすことにより、アース線に対して
主導体および基準導体が及ぼす影響を等しくすることが
可能となる。
ば、基準導体が断線しているか否かを判断し、断線して
いるときには警報を出力することが可能となる。第１１
の発明にかかる電流検出素子によれば、主導体と基準導
体とを相互に縒り合わすことにより、アース線に対して
主導体および基準導体が及ぼす影響を等しくすることが
可能となる。
【００３６】第１２の発明にかかる電流検出素子によれ
ば、発振器および負荷を電気外科的器具とし、導体を、
それらを接続するケーブルとすることが可能となる。第
１３の発明にかかる電流検出素子によれば、主導体にス
イッチを設けスイッチ開時に基準電圧を計測し、スイッ
チ閉時に計測電圧から減算することにより実際に負荷に
到達する電流を求めることが可能となる。
ば、発振器および負荷を電気外科的器具とし、導体を、
それらを接続するケーブルとすることが可能となる。第
１３の発明にかかる電流検出素子によれば、主導体にス
イッチを設けスイッチ開時に基準電圧を計測し、スイッ
チ閉時に計測電圧から減算することにより実際に負荷に
到達する電流を求めることが可能となる。
【図１】図１は発振器から負荷に到達する電流の測定に
影響する分布容量の効果を示す回路図である。
影響する分布容量の効果を示す回路図である。
【図２】図２は本発明の第１の実施例のブロック図であ
る。
る。
【図３】図３は本発明の第１の実施例の回路図である。
【図４】図４は磁気減算器を含む第１の実施例の回路図
である。
である。
【図５】図５は基準導体正常判別手段を含む第１の実施
例の回路図である。
例の回路図である。
【図６】図６は第２実施例の回路図である。
【図７】図７は本発明の第３の実施例のブロック図であ
る。
る。
【図８】図８は本発明の第３の実施例の回路図である。
１０…発振器
１２ａ…負荷
１４…主導体
１６…ケーブル
２２…基準導体
２４…電流変成器
２６…第２の電流変成器
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平２−116362（ＪＰ，Ａ)
特開 昭58−221938（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−80846（ＪＰ，Ａ)
特開 昭52−75882（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 18/12
A61B 17/34
G01R 15/14
Claims (13)
- 【請求項１】 主導体と電源への帰還路との間の分布容
量によって主導体の電源側における電流測定によっては
医学的器具である負荷に到達する正確な電流を知ること
ができない場合に使用される、電源から医学的器具であ
る負荷の末端に電流を供給するための主導体の末端に接
続される医学的器具である負荷に電源から到達する交流
電流を検出するための電流検出素子であって、 前記電流検出素子が主導体の全長にわたって主導体に沿
って配置され、医学的器具である負荷近傍にまで延び、
医学的器具である負荷には接続はされていない基準導体
と、 分布容量の効果を除去して医学的器具である負荷に到達
する電流に対応する電流測定値を得るために、医学的器
具に流れる全負荷電流から前記基準導体を流れる電流を
減算するための減算手段と、を具備する電流検出素子。 - 【請求項２】 前記減算手段が磁気的減算手段である請
求項１に記載の電流検出素子。 - 【請求項３】 前記磁気的減算手段が、主導体 および基準導体を流れる電流の差が出力となるよ
うに、第１の方向に巻回された主導体と、第１の方向と
逆方向に巻回された基準導体と、で構成された電流変成
器である請求項２に記載の電流検出素子。 - 【請求項４】 前記基準導体が正常であるか否かを判定
する判定手段をさらに具備する請求項１に記載の電流検
出素子。 - 【請求項５】 前記判定手段が、 前記基準導体を流れる電流を検出する第２の電流変成器
である請求項４に記載の電流検出素子。 - 【請求項６】 前記減算手段が、 前記主導体に直列に接続される第１のインピーダンス
と、 前記基準導体に直列に接続される第２のインピーダンス
と、 前記第１および第２のインピーダンスの両端に発生する
電圧の差を検出する差電圧検出手段と、から構成される
請求項１に記載の電流検出素子。 - 【請求項７】 前記差電圧検出手段が、 前記第１のインピーダンスの両端に接続される入力端子
を有する第１の演算増幅器と、 前記第２のインピーダンスの両端に接続される入力端子
を有する第２の演算増幅器と、 前記第１および第２の演算増幅器の出力端子に接続され
る入力端子を有する第３の演算増幅器と、から構成され
る請求項６に記載の電流検出素子。 - 【請求項８】 前記基準導体が正常であるか否かを判定
する判定手段をさらに具備する請求項７に記載の電流検
出素子。 - 【請求項９】 前記判定手段が、 前記第２のインピーダンスに接続される第２の演算増幅
器の出力に接続される出力端子である請求項８に記載の
電流検出素子。 - 【請求項１０】 前記基準導体が正常であるか否かを判
定する判定手段をさらに具備する請求項１に記載の電流
検出素子。 - 【請求項１１】 前記主導体と前記基準導体とが全長に
わたって縒り合わされた請求項１に記載の電流検出素
子。 - 【請求項１２】 前記電源が電気外科的発振器であり、 前記医学的器具が電気外科的電極であり、 前記主導体、前記基準導体および帰還路が前記発振器と
前記医学的器具とを接続する接続ケーブル中に含まれる
請求項１に記載の電流検出素子。 - 【請求項１３】 主導体と電源への帰還路との間の分布
容量によって主導体の電源側における電流測定によって
は医学的器具である負荷に到達する正確な電流を知るこ
とができない場合に使用される、電源から医学的器具で
ある負荷の末端に電流を供給するための主導体の末端に
接続される医学的器具である負荷に電源から到達する交
流電流を検出するための電流検出素子であって、 前記主導体に直列に接続され、主導体の負荷端に位置
し、閉状態に計測された電流から減算される電源作動時
開状態における基準電流レベルとして機能する基準電圧
の測定を可能とするスイッチ手段を含む電流検出素子。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US009598 | 1993-01-27 | ||
| US08/009,598 US5432459A (en) | 1992-03-17 | 1993-01-27 | Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads with unconnected reference conductor |
| DE4405822A DE4405822A1 (de) | 1993-01-27 | 1994-02-23 | Stromsensor für medizinische Einrichtungen einschließlich der Anschlußkabel |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06233780A JPH06233780A (ja) | 1994-08-23 |
| JP3426311B2 true JP3426311B2 (ja) | 2003-07-14 |
Family
ID=25934073
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP33469893A Expired - Lifetime JP3426311B2 (ja) | 1993-01-27 | 1993-12-28 | 電流検出素子 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5432459A (ja) |
| JP (1) | JP3426311B2 (ja) |
| AU (1) | AU660866B2 (ja) |
| CA (1) | CA2111617C (ja) |
| FR (1) | FR2700857B1 (ja) |
| GB (1) | GB2274592B (ja) |
| IT (1) | ITGE940003A1 (ja) |
Families Citing this family (79)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU671902B2 (en) * | 1993-06-01 | 1996-09-12 | Conmed Corporation | Current sensor for medical devices with continuity monitor |
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| US7137980B2 (en) | 1998-10-23 | 2006-11-21 | Sherwood Services Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
| US20040167508A1 (en) | 2002-02-11 | 2004-08-26 | Robert Wham | Vessel sealing system |
| US7364577B2 (en) | 2002-02-11 | 2008-04-29 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
| GB2377175A (en) * | 2001-04-02 | 2003-01-08 | Smiths Group Plc | Automatic calibration of electro-surgery systems |
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| US8668698B2 (en) | 2002-05-31 | 2014-03-11 | Vidacare Corporation | Assembly for coupling powered driver with intraosseous device |
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| WO2004098385A2 (en) | 2003-05-01 | 2004-11-18 | Sherwood Services Ag | Method and system for programing and controlling an electrosurgical generator system |
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