JP3529837B2 - 連続モニタを有する医療装置の電流センサ - Google Patents
連続モニタを有する医療装置の電流センサInfo
- Publication number
- JP3529837B2 JP3529837B2 JP10525194A JP10525194A JP3529837B2 JP 3529837 B2 JP3529837 B2 JP 3529837B2 JP 10525194 A JP10525194 A JP 10525194A JP 10525194 A JP10525194 A JP 10525194A JP 3529837 B2 JP3529837 B2 JP 3529837B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- current
- electrical conductor
- load
- sensing device
- main
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- 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
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1487—Trocar-like, i.e. devices producing an enlarged transcutaneous opening
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- 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
- A61B18/1206—Generators therefor
- A61B18/1233—Generators therefor with circuits for assuring patient safety
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00827—Current
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Plasma & Fusion (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
- Measurement Of Current Or Voltage (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Measuring Instrument Details And Bridges, And Automatic Balancing Devices (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、電気ケーブルまたは電
気外科用套（とう）管針（ｔｒｏｃａｒ）および高周波
切除装置を含むがこれに限定されるものではない他の電
気伝導体の負荷の端部に配送される電流を取扱う医療シ
ステムおよび計器に関し、特に、配送される電流の量を
決定する電流感知装置に関するものである。
気外科用套（とう）管針（ｔｒｏｃａｒ）および高周波
切除装置を含むがこれに限定されるものではない他の電
気伝導体の負荷の端部に配送される電流を取扱う医療シ
ステムおよび計器に関し、特に、配送される電流の量を
決定する電流感知装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】ケー
ブルのような電気伝導体の末端部に配送される電流の量
を決定することが必要な場合がしばしばある。例えば、
米国特許出願第０８／００９，５９８号「コネクタケー
ブルを含む医療装置の電流センサ」、出願１９９３年１
月２７日、米国特許出願第０７／９０１，０２４号「バ
イポーラ電極を有する電気外科とう管針アセンブリ」、
１９９２年６月１９日出願、米国特許出願第０７／８５
３，１４９号、「電気外科用とう管針アセンブリ」、１
９９２年３月１７日出願、（これ等の出願はいずれも米
国における本件対応出願の関連出願である）の内容はこ
こに総合されて、電気外科とう管針アセンブリを開示し
ている。そして、この中においてはとう管針はケーブル
によって電気外科発電機に接続された電気外科の切断要
素を具備している。そして１つの好適実施例として、と
う管針の先端が例えば腹膜を含む身体の空洞の壁を通し
て貫通するとき、電気外科発電機を制止することが望ま
しい。
ブルのような電気伝導体の末端部に配送される電流の量
を決定することが必要な場合がしばしばある。例えば、
米国特許出願第０８／００９，５９８号「コネクタケー
ブルを含む医療装置の電流センサ」、出願１９９３年１
月２７日、米国特許出願第０７／９０１，０２４号「バ
イポーラ電極を有する電気外科とう管針アセンブリ」、
１９９２年６月１９日出願、米国特許出願第０７／８５
３，１４９号、「電気外科用とう管針アセンブリ」、１
９９２年３月１７日出願、（これ等の出願はいずれも米
国における本件対応出願の関連出願である）の内容はこ
こに総合されて、電気外科とう管針アセンブリを開示し
ている。そして、この中においてはとう管針はケーブル
によって電気外科発電機に接続された電気外科の切断要
素を具備している。そして１つの好適実施例として、と
う管針の先端が例えば腹膜を含む身体の空洞の壁を通し
て貫通するとき、電気外科発電機を制止することが望ま
しい。
【０００３】これ等の応用例に開示されたように、この
配送された電流は貫通が達成されたとき変化するから、
このことは電気外科の発電機によって配送される電流を
感知することによってなされ得る。また、好ましい他の
１つの例は、電気外科電流のしっかりと制御された配送
を必要とする無線周波（ｒ．ｆ．）切除処置に関してで
ある。本発明は、ケーブルのような電気伝導体の末端に
おける負荷に配送される交流電流の量を知ることが必要
な状態に適用可能であるということを理解されるべきで
あるけれども、本発明は電気外科のとう管針装置に特に
関係して以下述べられる。
配送された電流は貫通が達成されたとき変化するから、
このことは電気外科の発電機によって配送される電流を
感知することによってなされ得る。また、好ましい他の
１つの例は、電気外科電流のしっかりと制御された配送
を必要とする無線周波（ｒ．ｆ．）切除処置に関してで
ある。本発明は、ケーブルのような電気伝導体の末端に
おける負荷に配送される交流電流の量を知ることが必要
な状態に適用可能であるということを理解されるべきで
あるけれども、本発明は電気外科のとう管針装置に特に
関係して以下述べられる。
【０００４】より詳細に解決されるべき課題を考慮する
と、電気外科発電機によって発生される電流出力のよう
に、配送される電流が高周波で高電圧であると、発電機
によって発生される合計電流の測定は、電気接続ケーブ
ルの末端に配送される実際の電流を実際に示さない。こ
の不一致または誤差は発電機の電流帰路に対する分布静
電容量による。電流はケーブルの全長に沿って流れ、電
流の量は電圧、周波数、接地（または帰路）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。
と、電気外科発電機によって発生される電流出力のよう
に、配送される電流が高周波で高電圧であると、発電機
によって発生される合計電流の測定は、電気接続ケーブ
ルの末端に配送される実際の電流を実際に示さない。こ
の不一致または誤差は発電機の電流帰路に対する分布静
電容量による。電流はケーブルの全長に沿って流れ、電
流の量は電圧、周波数、接地（または帰路）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。
【０００５】このようにして、図１０に示されるよう
に、電気外科発電機はＧで示され、負荷インピーダンス
（例えば、電気外科電極または切除要素によって手術さ
れる組織のインピーダンス）はＺL で示され、接地に対
する分布容量を表すシャントインピーダンス、すなわち
「リーケージ」容量がＺcaで示される。発電機の電圧を
Ｖとすると、全電流Ｉt は式Ｉt ＝Ｖ／Ｚca＋Ｖ／ＺL
によって表される。負荷に配送される電流はＶおよびＩ
t を測定し、静電容量の効果を減ずることによって得ら
れるけれども、多くの場合特に電気外科においては、容
量は知られておらず、予測できない態様でケーブルの位
置とともに実際に変化する、そして、それによって、ケ
ーブル端の発電機における簡単な電流測定を不正確にす
る。
に、電気外科発電機はＧで示され、負荷インピーダンス
（例えば、電気外科電極または切除要素によって手術さ
れる組織のインピーダンス）はＺL で示され、接地に対
する分布容量を表すシャントインピーダンス、すなわち
「リーケージ」容量がＺcaで示される。発電機の電圧を
Ｖとすると、全電流Ｉt は式Ｉt ＝Ｖ／Ｚca＋Ｖ／ＺL
によって表される。負荷に配送される電流はＶおよびＩ
t を測定し、静電容量の効果を減ずることによって得ら
れるけれども、多くの場合特に電気外科においては、容
量は知られておらず、予測できない態様でケーブルの位
置とともに実際に変化する、そして、それによって、ケ
ーブル端の発電機における簡単な電流測定を不正確にす
る。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明においては、接続
ケーブルの分布静電容量または電源と負荷の間の他の接
続の影響のために、電源側における電流の直接の測定が
不正確になる上述のような環境において、医療計器の電
源から負荷まで実際に配送される電流の正確な測定を可
能ならしめる電流感知装置が提供される。
ケーブルの分布静電容量または電源と負荷の間の他の接
続の影響のために、電源側における電流の直接の測定が
不正確になる上述のような環境において、医療計器の電
源から負荷まで実際に配送される電流の正確な測定を可
能ならしめる電流感知装置が提供される。
【０００７】本発明の好適な実施例においては、電源か
ら医療機器に電流を供給するための主電気伝導体の末端
に接続された医療機器において形成された負荷へ電源か
ら配送される交流電流を感知するための電流感知装置が
提供される。該装置においては、主電気伝導体と電源へ
の帰路の間の分布静電容量が、医療機器負荷に配送され
る電流の正確な測定から主電気伝導体の電源端における
電流の測定を妨げる。そして、前記電流感知装置は、長
手方向に沿って主電気伝導体の近傍に配列され、基準電
気伝導体を介して流れる電流が本質的に分布容量に関連
するように、負荷から基準電気伝導体を効果的に絶縁す
る量の負荷インピーダンスを介して、前記医療機器負荷
に接続された基準電気伝導体と、分布静電容量の効果を
相殺し、それにより、医療機器負荷に配送される電流に
対応する電流測定を行う、前記基準電気伝導体を介して
流れる電流を、前記医療機器に流れる合計負荷電流から
減算する減算手段と、を具備する。
ら医療機器に電流を供給するための主電気伝導体の末端
に接続された医療機器において形成された負荷へ電源か
ら配送される交流電流を感知するための電流感知装置が
提供される。該装置においては、主電気伝導体と電源へ
の帰路の間の分布静電容量が、医療機器負荷に配送され
る電流の正確な測定から主電気伝導体の電源端における
電流の測定を妨げる。そして、前記電流感知装置は、長
手方向に沿って主電気伝導体の近傍に配列され、基準電
気伝導体を介して流れる電流が本質的に分布容量に関連
するように、負荷から基準電気伝導体を効果的に絶縁す
る量の負荷インピーダンスを介して、前記医療機器負荷
に接続された基準電気伝導体と、分布静電容量の効果を
相殺し、それにより、医療機器負荷に配送される電流に
対応する電流測定を行う、前記基準電気伝導体を介して
流れる電流を、前記医療機器に流れる合計負荷電流から
減算する減算手段と、を具備する。
【０００８】前記電流感知装置は、さらに、前記基準電
気伝導体は完全であるかどうかを感知する検出手段を含
むことが好ましい。好適実施例においては、前記インピ
ーダンスの値は知られた値であり、前記検出手段は前記
基準電気伝導体を介して流れる電流を感知するためのイ
ンピーダンス測定装置を具備する。前記インピーダンス
測定装置は、主電気伝導体および基準電気伝導体の間に
接続された回路を具備し、固定電圧源を含み、かつ、固
定電圧源と直列に接続された電流測定装置を具備すると
好都合である。
気伝導体は完全であるかどうかを感知する検出手段を含
むことが好ましい。好適実施例においては、前記インピ
ーダンスの値は知られた値であり、前記検出手段は前記
基準電気伝導体を介して流れる電流を感知するためのイ
ンピーダンス測定装置を具備する。前記インピーダンス
測定装置は、主電気伝導体および基準電気伝導体の間に
接続された回路を具備し、固定電圧源を含み、かつ、固
定電圧源と直列に接続された電流測定装置を具備すると
好都合である。
【０００９】交流電流を配送する電源からの誘導直流電
流を絶縁するため、複数のキャパシタは主および基準電
気伝導体と直列に接続されることが好ましい。減算手段
は、磁気減算装置を具備することが好ましい。磁気減算
装置は、変流器の出力が主および基準電気伝導体を通っ
て流れる電流の差に関係があるように、第１の方向にそ
の変流器を貫通して伸びている主電気伝導体と反対の方
向にその変流器を貫通して伸びている基準電気伝導体を
有する変流器を具備すると好都合である。
流を絶縁するため、複数のキャパシタは主および基準電
気伝導体と直列に接続されることが好ましい。減算手段
は、磁気減算装置を具備することが好ましい。磁気減算
装置は、変流器の出力が主および基準電気伝導体を通っ
て流れる電流の差に関係があるように、第１の方向にそ
の変流器を貫通して伸びている主電気伝導体と反対の方
向にその変流器を貫通して伸びている基準電気伝導体を
有する変流器を具備すると好都合である。
【００１０】本発明の他の特徴および利点は以下の本発
明の好適実施例の詳細な記載に述べられまたは明らかに
されている。
明の好適実施例の詳細な記載に述べられまたは明らかに
されている。
【００１１】
【実施例】図１を参照して、電流感知装置の１つの好適
実施例または電気外科とう管針（ｔｒｏｃａｒ）アセン
ブリに統合された本発明のシステムのブロック図が提供
される。とう管針アセンブリは、電気外科装置または、
接続配線または接続ケーブル１６の主電気伝導体１４を
用いた上述の出願に開示されたような電気外科とう管針
１２に接続された発電機（ＥＳＵ）１０を含んでいる。
ＥＳＵ１０は休止またはカットオフ回路１８を含み、こ
の回路は、例えば、上述の出願に記載されたものに対応
し、また、ＥＳＵ１０の休止を提供する。すなわち、問
題の（例えば腹壁）空洞の壁を通してとう管の先端の貫
通時にＥＳＵ１０からのとう管針１２に配送される電源
の中止またはカットオフを行う。この実施例において
は、別個の制御装置または制御ボックスが提供されてい
るけれども、電流感知ユニット２０はＥＳＵ１０と一緒
に配置されている。
実施例または電気外科とう管針（ｔｒｏｃａｒ）アセン
ブリに統合された本発明のシステムのブロック図が提供
される。とう管針アセンブリは、電気外科装置または、
接続配線または接続ケーブル１６の主電気伝導体１４を
用いた上述の出願に開示されたような電気外科とう管針
１２に接続された発電機（ＥＳＵ）１０を含んでいる。
ＥＳＵ１０は休止またはカットオフ回路１８を含み、こ
の回路は、例えば、上述の出願に記載されたものに対応
し、また、ＥＳＵ１０の休止を提供する。すなわち、問
題の（例えば腹壁）空洞の壁を通してとう管の先端の貫
通時にＥＳＵ１０からのとう管針１２に配送される電源
の中止またはカットオフを行う。この実施例において
は、別個の制御装置または制御ボックスが提供されてい
るけれども、電流感知ユニット２０はＥＳＵ１０と一緒
に配置されている。
【００１２】上述のように、電流の感知がＥＳＵで（ま
たはリモート制御箱で）行われるシステムにとって重要
な問題は、含まれた周波数において、接続ケーブル１６
は切り止め点の検出を困難にするかなり大きい変化する
「漏れ」インピーダンスを提供する。図１の実施例およ
び図２に概略示され、かつ図３から図５によれば、基準
配線すなわち基準電気伝導体２２はまたケーブル１６の
中に、すなわち、近傍かつ接近して連結されているとう
管針１２へ高周波電流を搬送する線（主電気伝導体）１
４と並列に備えられるが、しかし、とう管針１２の切除
要素１２ａには接続されていない。結局電流センサ２０
は、「ホット」（主）配線すなわち主電気伝導体１４
と、基準配線すなわち基準電気伝導体２２によってわか
る負荷条件の間の相違を検知することができる。
たはリモート制御箱で）行われるシステムにとって重要
な問題は、含まれた周波数において、接続ケーブル１６
は切り止め点の検出を困難にするかなり大きい変化する
「漏れ」インピーダンスを提供する。図１の実施例およ
び図２に概略示され、かつ図３から図５によれば、基準
配線すなわち基準電気伝導体２２はまたケーブル１６の
中に、すなわち、近傍かつ接近して連結されているとう
管針１２へ高周波電流を搬送する線（主電気伝導体）１
４と並列に備えられるが、しかし、とう管針１２の切除
要素１２ａには接続されていない。結局電流センサ２０
は、「ホット」（主）配線すなわち主電気伝導体１４
と、基準配線すなわち基準電気伝導体２２によってわか
る負荷条件の間の相違を検知することができる。
【００１３】上述のように、この基準配線２２の配列は
また図２に概略示される。図２は図１０と同様な概略回
路図であり、同様な記号が用いられている。図解されて
いるように、第２の電気伝導体すなわち基準電気伝導体
２２は主すなわち「ホット」電気伝導体１４に最も近
く、基準配線２２から発電機１０の電流帰路に連結され
た電流が基準配線２２の終端以外で主電気伝導体１４か
ら発電機１０の電流帰路へ連結された電流に等価である
ように配置される。このことを達成するための好適な技
術は両電気伝導体１４および２２を発電機電流源へ接続
し、その電気伝導体１４および２２を一緒により合わせ
ることにある。
また図２に概略示される。図２は図１０と同様な概略回
路図であり、同様な記号が用いられている。図解されて
いるように、第２の電気伝導体すなわち基準電気伝導体
２２は主すなわち「ホット」電気伝導体１４に最も近
く、基準配線２２から発電機１０の電流帰路に連結され
た電流が基準配線２２の終端以外で主電気伝導体１４か
ら発電機１０の電流帰路へ連結された電流に等価である
ように配置される。このことを達成するための好適な技
術は両電気伝導体１４および２２を発電機電流源へ接続
し、その電気伝導体１４および２２を一緒により合わせ
ることにある。
【００１４】上記説明のように、主電気伝導体１４のみ
は実際に負荷（ＺL ）へ末端において接続され、第２の
電気伝導体は負荷の直前で終端されている。第２の電気
伝導体すなわち基準電気伝導体２２は接地に対してイン
ピーダンスＺcbを漏れ静電容量のため、すなわち分布結
合容量のために有する。第２の電気伝導体２２が主電気
伝導体１４の端部に近ければ近い程、容量結合を介して
の電流損失は多くなる。なぜならば、両方の電流損失が
等しくなった時、その先端へ配送される合計電流は、上
述のように、主配線１４における全電流から第２の電気
伝導体２２における漏れ電流を減算することによって決
定される。すなわちＩZL＝Ｉi −Ｉcbとなる。なぜなら
ば、ＩiおよびＩcbは正確にケーブル１６の発電機側で
測定され得るから、もしＩcb＝Ｉzcaが確実であれば、
ＩZLはＩcbをＩiから差引くことによって確かめられ得
る。
は実際に負荷（ＺL ）へ末端において接続され、第２の
電気伝導体は負荷の直前で終端されている。第２の電気
伝導体すなわち基準電気伝導体２２は接地に対してイン
ピーダンスＺcbを漏れ静電容量のため、すなわち分布結
合容量のために有する。第２の電気伝導体２２が主電気
伝導体１４の端部に近ければ近い程、容量結合を介して
の電流損失は多くなる。なぜならば、両方の電流損失が
等しくなった時、その先端へ配送される合計電流は、上
述のように、主配線１４における全電流から第２の電気
伝導体２２における漏れ電流を減算することによって決
定される。すなわちＩZL＝Ｉi −Ｉcbとなる。なぜなら
ば、ＩiおよびＩcbは正確にケーブル１６の発電機側で
測定され得るから、もしＩcb＝Ｉzcaが確実であれば、
ＩZLはＩcbをＩiから差引くことによって確かめられ得
る。
【００１５】上記参照した減算を行うために数種の方法
が用いられる。図１の実施例においては、図３の概略回
路図に図解されるように変流器２４を用いた磁気減算に
よってなし得る。特に、主電気伝導体１４は変流器２４
を貫通して与えられた方向に配置され、一方第２の電気
伝導体すなわち基準電気伝導体２２は同じ変流器２４を
貫通して、図３で図解したように反対の方向に配置され
る。変流器２４の出力は、このようにして主電気伝導体
１４と第２の電気伝導体２２の電流の差となり、すなわ
ち負荷ＺL （切除要素１２ａ）に配送された電流であ
る。この電流が電流センサ２０によって感知された電流
であって、カットオフ回路１８を制御するため用いられ
る。
が用いられる。図１の実施例においては、図３の概略回
路図に図解されるように変流器２４を用いた磁気減算に
よってなし得る。特に、主電気伝導体１４は変流器２４
を貫通して与えられた方向に配置され、一方第２の電気
伝導体すなわち基準電気伝導体２２は同じ変流器２４を
貫通して、図３で図解したように反対の方向に配置され
る。変流器２４の出力は、このようにして主電気伝導体
１４と第２の電気伝導体２２の電流の差となり、すなわ
ち負荷ＺL （切除要素１２ａ）に配送された電流であ
る。この電流が電流センサ２０によって感知された電流
であって、カットオフ回路１８を制御するため用いられ
る。
【００１６】もし第２の電気伝導体２２が破壊される
と、電流の読み取りが不正確になるということは注目す
べきことである。この理由により、本発明はまた第２の
電気伝導体２２が完全であるか否かを決定する技術の提
供に関するものである。特に、ＥＳＵ１０の動作が開始
した時、もし第２の電気伝導体すなわち基準電気伝導体
２２における電流の最低レベルが感知されないと、電流
を感知し、電気外科発電機１０（図１における装置１８
および２０によって概略示される）を制御する制御器は
警報信号を発生し、電気外科発電機１０の電源を切るよ
う設定される。図１および３の磁気減算実施例において
は、これは図４に示されるように、単に第２の電気伝導
体２２がそれを通過する変流器２６を追加することによ
ってなされる。
と、電流の読み取りが不正確になるということは注目す
べきことである。この理由により、本発明はまた第２の
電気伝導体２２が完全であるか否かを決定する技術の提
供に関するものである。特に、ＥＳＵ１０の動作が開始
した時、もし第２の電気伝導体すなわち基準電気伝導体
２２における電流の最低レベルが感知されないと、電流
を感知し、電気外科発電機１０（図１における装置１８
および２０によって概略示される）を制御する制御器は
警報信号を発生し、電気外科発電機１０の電源を切るよ
う設定される。図１および３の磁気減算実施例において
は、これは図４に示されるように、単に第２の電気伝導
体２２がそれを通過する変流器２６を追加することによ
ってなされる。
【００１７】所望の電流減算を行う他の方法は図５に図
解される。図５は図３および４と類似であるが、図３お
よび４においては変流器２４がそれぞれの主電気伝導体
１４および基準電気伝導体２２に接続されたインピーダ
ンス２８および３０によって置き換えられる。差電圧増
幅器３２および３４は、それぞれのインピーダンス２８
および３０の両端から接続され、この２つの増幅器の出
力はもう１つの差動増幅器３６に接続される。このよう
にして、後者の出力は負荷電流に比例した電圧Ｖとな
る。基準電気伝導体２２が完全であるか否かの監視は、
第２の電気伝導体２２に配置されたインピーダンス３０
の両端の電圧そのものを測定するように、差電圧増幅器
３４の出力に例えば出力接続３４ａを追加することによ
って、図５の実施例でまた達成され得る。
解される。図５は図３および４と類似であるが、図３お
よび４においては変流器２４がそれぞれの主電気伝導体
１４および基準電気伝導体２２に接続されたインピーダ
ンス２８および３０によって置き換えられる。差電圧増
幅器３２および３４は、それぞれのインピーダンス２８
および３０の両端から接続され、この２つの増幅器の出
力はもう１つの差動増幅器３６に接続される。このよう
にして、後者の出力は負荷電流に比例した電圧Ｖとな
る。基準電気伝導体２２が完全であるか否かの監視は、
第２の電気伝導体２２に配置されたインピーダンス３０
の両端の電圧そのものを測定するように、差電圧増幅器
３４の出力に例えば出力接続３４ａを追加することによ
って、図５の実施例でまた達成され得る。
【００１８】図６を参照しつつ、上述の基本問題へのさ
らなる接近が図解される。この実施例においては、図６
で概略図解したように、電流センサ４０が主すなわち
「ホット」電気伝導体１４（参照されていない電気伝導
体）の末端に配置される。もし、センサ４０の出力が接
地に対する静電容量によって影響を受けなければ、すな
わち出力がディジタル信号、光（光ファイバケーブルを
通過した）、送信された無線周波信号（ｒ．ｆ．）また
は電流に対応する直流電圧であれば、負荷電流は正確に
感知される。信号を使用可能な電圧へ変換するための熱
センサおよびサーミスタ（またはサーモカップル）、直
流電圧へ電流を変換する整流と平滑を行う変流器等を含
めた電流センサの数多くの異なった型の任意の１つが使
用される。
らなる接近が図解される。この実施例においては、図６
で概略図解したように、電流センサ４０が主すなわち
「ホット」電気伝導体１４（参照されていない電気伝導
体）の末端に配置される。もし、センサ４０の出力が接
地に対する静電容量によって影響を受けなければ、すな
わち出力がディジタル信号、光（光ファイバケーブルを
通過した）、送信された無線周波信号（ｒ．ｆ．）また
は電流に対応する直流電圧であれば、負荷電流は正確に
感知される。信号を使用可能な電圧へ変換するための熱
センサおよびサーミスタ（またはサーモカップル）、直
流電圧へ電流を変換する整流と平滑を行う変流器等を含
めた電流センサの数多くの異なった型の任意の１つが使
用される。
【００１９】図７を参照して、発明の次の実施例が示さ
れる。図７は図１０に類似しており、同様な表示が用い
られる。図７は図１０と次の点で異なっている。すなわ
ち、前述の論議された問題を克服するために、スイッチ
装置またはスイッチ４２がケーブルの負荷端部に設けら
れる、すなわち負荷インピーダンスＺLが含まれる終端
に設けられる。動作において、スイッチ４２は開いたま
まとされ、負荷電流を既知の零にされ、発電機Ｇ（図１
のＥＳＵ１０に対応する）は電圧を発生するようにされ
る。分布容量が一定であるように接続ケーブル（例えば
ケーブル１６に対応するケーブル）の動きが最小である
と仮定すると、結果の電流は測定でき、基準レベルとし
て用いられる。この基準電流レベルは、スイッチ４２が
動作した（閉じた）時、合計発生電流から減算される。
そして、電流が負荷（そして分布容量）へ配送される。
開路スイッチ測定の結果はまた分布容量を計算するため
用いられることができ、計算値の結果は負荷に配送され
る電流を決定するよう用いられる。
れる。図７は図１０に類似しており、同様な表示が用い
られる。図７は図１０と次の点で異なっている。すなわ
ち、前述の論議された問題を克服するために、スイッチ
装置またはスイッチ４２がケーブルの負荷端部に設けら
れる、すなわち負荷インピーダンスＺLが含まれる終端
に設けられる。動作において、スイッチ４２は開いたま
まとされ、負荷電流を既知の零にされ、発電機Ｇ（図１
のＥＳＵ１０に対応する）は電圧を発生するようにされ
る。分布容量が一定であるように接続ケーブル（例えば
ケーブル１６に対応するケーブル）の動きが最小である
と仮定すると、結果の電流は測定でき、基準レベルとし
て用いられる。この基準電流レベルは、スイッチ４２が
動作した（閉じた）時、合計発生電流から減算される。
そして、電流が負荷（そして分布容量）へ配送される。
開路スイッチ測定の結果はまた分布容量を計算するため
用いられることができ、計算値の結果は負荷に配送され
る電流を決定するよう用いられる。
【００２０】図８を参照して、さらに重要な本発明の実
施例が示される。２つの主電気および基準電気伝導体１
４および２２が負荷の端部で接続されない状態で示され
た時、すなわち、基準電気伝導体２２が負荷に接続され
ないで示された時に対し、基準電気伝導体２２と負荷の
間に高い値の抵抗あるいは他のインピーダンスを接続す
ることによって同じ効果を本質的に発生することが可能
ということが前述の説明からわかるであろう。これは、
図８の実施例においてなされたものであり、この実施例
においては、基準電気伝導体２２が負荷ＺL に既知の抵
抗Ｒ１を介して接続されている。そして、この既知の値
は打ち消し回路に対して明らかに十分高い抵抗値で、し
かも、基準電気伝導体２２が完全であることを確実にす
る打ち消しまたは基準電気伝導体２２の監視を可能にす
るに十分低いものである。この実施例においては、キャ
パシタＣ１およびＣ２がまた、発電機１０からの誘導さ
れた直流電流を絶縁するために、図３および４に図解さ
れた基本回路に追加される。
施例が示される。２つの主電気および基準電気伝導体１
４および２２が負荷の端部で接続されない状態で示され
た時、すなわち、基準電気伝導体２２が負荷に接続され
ないで示された時に対し、基準電気伝導体２２と負荷の
間に高い値の抵抗あるいは他のインピーダンスを接続す
ることによって同じ効果を本質的に発生することが可能
ということが前述の説明からわかるであろう。これは、
図８の実施例においてなされたものであり、この実施例
においては、基準電気伝導体２２が負荷ＺL に既知の抵
抗Ｒ１を介して接続されている。そして、この既知の値
は打ち消し回路に対して明らかに十分高い抵抗値で、し
かも、基準電気伝導体２２が完全であることを確実にす
る打ち消しまたは基準電気伝導体２２の監視を可能にす
るに十分低いものである。この実施例においては、キャ
パシタＣ１およびＣ２がまた、発電機１０からの誘導さ
れた直流電流を絶縁するために、図３および４に図解さ
れた基本回路に追加される。
【００２１】図８の監視回路の連続性はまた図４のそれ
とは異なっている。図８の実施例においては、インピー
ダンス測定装置または回路４６は固定の直流電圧を与え
るバッテリＢおよび電流測定装置すなわち電流計Ａの形
態で備えられている。そして、２つの電気伝導体１４お
よび２２に接続されている。抵抗Ｒ１は装置の先端に付
加されている。もしインピーダンス測定装置４６が、Ｒ
１は回路の中に接続され、正しい値であることを決定す
れば（電流計Ａの読みによって決定される）、両電気伝
導体１４および２２は完全であると見なされる。
とは異なっている。図８の実施例においては、インピー
ダンス測定装置または回路４６は固定の直流電圧を与え
るバッテリＢおよび電流測定装置すなわち電流計Ａの形
態で備えられている。そして、２つの電気伝導体１４お
よび２２に接続されている。抵抗Ｒ１は装置の先端に付
加されている。もしインピーダンス測定装置４６が、Ｒ
１は回路の中に接続され、正しい値であることを決定す
れば（電流計Ａの読みによって決定される）、両電気伝
導体１４および２２は完全であると見なされる。
【００２２】適当なろ波と絶縁がなされておれば、イン
ピーダンス測定装置はまた交流電流を用いてよい結果が
得られるであろう。図８の図解された実施例のさらなる
変化によれば、第２の、分離した電流が、変流器２４の
直流飽和を妨げるように、インピーダンス測定装置４６
によって発生された電流に反対の極性の変流器２４を介
して提供され得る。
ピーダンス測定装置はまた交流電流を用いてよい結果が
得られるであろう。図８の図解された実施例のさらなる
変化によれば、第２の、分離した電流が、変流器２４の
直流飽和を妨げるように、インピーダンス測定装置４６
によって発生された電流に反対の極性の変流器２４を介
して提供され得る。
【００２３】図９を参照して、図８の実施例の特定の実
例が示される。図９の回路は絶縁された電源４８を含
み、電源４８は、変圧器Ｔ１、直列のダイオードＤ１お
よび３個の直列接続された抵抗Ｒ２，Ｒ３およびＲ４の
両端に接続された分路キャパシタＣ３、を含んでいる。
一対の演算増幅器Ａ１およびＡ２の入力は抵抗Ｒ２，Ｒ
３およびＲ４の間の接合点と、分岐接続を介して基準電
気伝導体２２へ接続される。図解されるように、電源４
８の一方側は抵抗Ｒ５とキャパシタＣ４を介して主電気
伝導体１４に接続され、抵抗Ｒ５とキャパシタＣ４との
接合点から基準電気伝導体２２へ接続されている。演算
増幅器Ａ１およびＡ２の出力は電源４８の一方（抵抗Ｒ
６を介して）とトランジスタＳ１のベースの間に接続さ
れる。トランジスタＳ１のエミッタは電源４８の他方側
に接続されている。トランジスタＳ１のコレクタは光源
ＬＥＤ１と直列に接続されている。光源ＬＥＤ１は抵抗
Ｒ７を介して電源４８の一方側に接続される。フォトト
ランジスタＰＴ１の光受信部は光源ＬＥＤ１からの光を
受信する。フォトトランジスタＰＴ１のエミッタは接地
され、そのコレクタは抵抗Ｒ８を介して電源端子（＋５
Ｖ）へ接続される。出力は抵抗Ｒ８とフォトトランジス
タＰＴ１のコレクタの接続点から供給される。
例が示される。図９の回路は絶縁された電源４８を含
み、電源４８は、変圧器Ｔ１、直列のダイオードＤ１お
よび３個の直列接続された抵抗Ｒ２，Ｒ３およびＲ４の
両端に接続された分路キャパシタＣ３、を含んでいる。
一対の演算増幅器Ａ１およびＡ２の入力は抵抗Ｒ２，Ｒ
３およびＲ４の間の接合点と、分岐接続を介して基準電
気伝導体２２へ接続される。図解されるように、電源４
８の一方側は抵抗Ｒ５とキャパシタＣ４を介して主電気
伝導体１４に接続され、抵抗Ｒ５とキャパシタＣ４との
接合点から基準電気伝導体２２へ接続されている。演算
増幅器Ａ１およびＡ２の出力は電源４８の一方（抵抗Ｒ
６を介して）とトランジスタＳ１のベースの間に接続さ
れる。トランジスタＳ１のエミッタは電源４８の他方側
に接続されている。トランジスタＳ１のコレクタは光源
ＬＥＤ１と直列に接続されている。光源ＬＥＤ１は抵抗
Ｒ７を介して電源４８の一方側に接続される。フォトト
ランジスタＰＴ１の光受信部は光源ＬＥＤ１からの光を
受信する。フォトトランジスタＰＴ１のエミッタは接地
され、そのコレクタは抵抗Ｒ８を介して電源端子（＋５
Ｖ）へ接続される。出力は抵抗Ｒ８とフォトトランジス
タＰＴ１のコレクタの接続点から供給される。
【００２４】図９の実施例の総合的な動作は図８の動作
に類似であり、変流器２４の動作は同じである。典型的
な模範実例において用いられた限定されない値は図９に
示される。ＥＳＵ（電源１０に対応する）は既に容量的
にその出力と絶縁されているから、図８のキャパシタＣ
２に対応するキャパシタは省略され図９において使用さ
れていないということは注意すべきである。
に類似であり、変流器２４の動作は同じである。典型的
な模範実例において用いられた限定されない値は図９に
示される。ＥＳＵ（電源１０に対応する）は既に容量的
にその出力と絶縁されているから、図８のキャパシタＣ
２に対応するキャパシタは省略され図９において使用さ
れていないということは注意すべきである。
【００２５】本発明は特定の模範的な実施例に関して記
載されたが、この発明の範囲と精神に反することなく、
変化と変形がこれらの模範的な実施例において行われ得
るということは当業者によって理解できるであろう。
載されたが、この発明の範囲と精神に反することなく、
変化と変形がこれらの模範的な実施例において行われ得
るということは当業者によって理解できるであろう。
【図１】本発明の第１の実施例の概略ブロック図であ
る。
る。
【図２】本発明の第１の実施例の図１０に類似の概略回
路図である。
路図である。
【図３】図２に類似の、ただし磁気減算装置を含む概略
回路図である。
回路図である。
【図４】図３に類似の、ただし基準電気伝導体完全検出
器を含む概略回路図である。
器を含む概略回路図である。
【図５】本発明の第１の実施例の他の１つの実例の、図
１０に類似の概略回路図である。
１０に類似の概略回路図である。
【図６】本発明のさらに１つの実施例の概略ブロック図
である。
である。
【図７】本発明のさらに他の実施例の図１０に類似の概
略回路図である。
略回路図である。
【図８】本発明のさらに他の実施例の図３および図４に
類似の概略回路図である。
類似の概略回路図である。
【図９】図８の実施例の特定な実例を示す回路図であ
る。
る。
【図１０】発電機から負荷へ配送される電流の測定にお
ける分布容量の効果を図解する概略回路図である。
ける分布容量の効果を図解する概略回路図である。
１０…発電機（ＥＳＵ）
１２…とう管針
１２ａ…切除要素
１４…ホット（主）電気伝導体（主配線）
１６…ケーブル
１８…カットオフ回路
２０…電流センサ
２２…基準電気伝導体（基準配線）
２４…変流器
２６…変流器
２８…インピーダンス
３０…インピーダンス
３２…差動電圧増幅器
３４…差動電圧増幅器
３６…差動増幅器
４０…電流センサ
４２…スイッチ
４６…インピーダンス測定装置
４８…絶縁電源
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平６−233780（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 18/00 - 18/28
Claims (7)
- 【請求項１】 電源（１０）から医療機器負荷（１２）
に電流を供給する主電気伝導体（１４）の末端部に接続
された医療機器において形成される前記負荷に、前記電
源から配送される交流電流を感知する電流感知装置であ
って、前記主電気伝導体（１４）と前記電源への帰路と
の間の分布静電容量が、前記主電気伝導体（１４）の電
源端における電流の測定を、前記医療機器負荷に配送さ
れる電流の正確な測定から妨げるものにおいて、前記電
流感知装置は、基準電気伝導体（２２）を通って流れる
電流が本質的に前記分布静電容量に関係するように、前
記主電気伝導体（１４）の近傍にその長さ方向に沿って
配列され、かつ、前記負荷から前記基準電気伝導体（２
２）を実効的に電気的に絶縁するような値の負荷のイン
ピーダンスを介して前記医療機器負荷に接続された前記
基準電気伝導体（２２）と、前記分布静電容量の効果を
相殺するよう、前記医療機器に流れる合計負荷電流から
前記基準電気伝導体（２２）を通って流れる電流を減算
する減算手段と、を具備することにより、前記医療機器
負荷に配送された電流に対応する電流測定を行う電流感
知装置。 - 【請求項２】 前記電流感知装置はさらに前記基準電気
伝導体（２２）が完全であるか否かを感知する検出手段
を具備する請求項１の電流感知装置。 - 【請求項３】 前記インピーダンス値は知られた値であ
り、前記検出手段は、前記基準電気伝導体（２２）を介
しての電流の流れを感知するインピーダンス測定装置を
具備する請求項２の電流感知装置。 - 【請求項４】 前記インピーダンス測定装置は、前記主
電気伝導体（１４）および前記基準電気伝導体（２２）
の間に接続され、かつ固定電圧源を含む回路と、前記固
定電圧源に直列に接続された電流測定装置を具備する請
求項３の電流感知装置。 - 【請求項５】 前記電流感知装置は、さらに交流電流を
配送する電源から誘導された直流電流を絶縁するよう
に、前記主電気伝導体（１４）に直列に接続されたキャ
パシタ（Ｃ２）および前記基準電気伝導体（２２）と直
列に接続されたキャパシタ（Ｃ１，Ｃ４）を具備する請
求項４の電流感知装置。 - 【請求項６】 前記減算手段は磁気減算装置を具備する
請求項１の電流感知装置。 - 【請求項７】 前記磁気減算装置は変流器と、前記変流
器の出力が前記主電気伝導体（１４）および基準電気伝
導体（２２）を通って流れる電流の差に関連するよう
に、前記変流器を通って第１の方向へ延びている前記主
電気伝導体（１４）と、前記変流器を通って反対方向に
延びている前記基準電気伝導体（２２）を具備する請求
項６の電流感知装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/069,359 US5436566A (en) | 1992-03-17 | 1993-06-01 | Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads |
| US069359 | 1993-06-01 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07412A JPH07412A (ja) | 1995-01-06 |
| JP3529837B2 true JP3529837B2 (ja) | 2004-05-24 |
Family
ID=22088457
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10525194A Expired - Fee Related JP3529837B2 (ja) | 1993-06-01 | 1994-05-19 | 連続モニタを有する医療装置の電流センサ |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3529837B2 (ja) |
| AU (1) | AU671902B2 (ja) |
| CA (1) | CA2123960C (ja) |
| DE (1) | DE4419070C2 (ja) |
| FR (1) | FR2706041B1 (ja) |
| GB (1) | GB2278548B (ja) |
| IT (1) | ITGE940066A1 (ja) |
Families Citing this family (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5436566A (en) * | 1992-03-17 | 1995-07-25 | Conmed Corporation | Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads |
| GB0002607D0 (en) * | 2000-02-05 | 2000-03-29 | Smiths Industries Plc | Cable testing |
| DE10211763A1 (de) * | 2002-03-14 | 2003-09-25 | Abb Research Ltd | Verfahren zum Bestimmen von Spannungseinkopplungen in Signalkabel |
| US7422589B2 (en) | 2004-08-17 | 2008-09-09 | Encision, Inc. | System and method for performing an electrosurgical procedure |
| US7465302B2 (en) | 2004-08-17 | 2008-12-16 | Encision, Inc. | System and method for performing an electrosurgical procedure |
| US20060041252A1 (en) | 2004-08-17 | 2006-02-23 | Odell Roger C | System and method for monitoring electrosurgical instruments |
| WO2006023456A2 (en) * | 2004-08-17 | 2006-03-02 | Encision, Inc. | System and method for monitoring eletrosurgical instruments |
| EP2323578B1 (en) | 2008-08-18 | 2018-10-03 | Encision, Inc. | Enhanced control systems including flexible shielding and support systems for electrosurgical applications |
| US9833281B2 (en) | 2008-08-18 | 2017-12-05 | Encision Inc. | Enhanced control systems including flexible shielding and support systems for electrosurgical applications |
| US8882767B2 (en) | 2009-04-24 | 2014-11-11 | Megadyne Medical Products, Inc. | Electrosurgical instrument with adjustable utility conduit |
| US8882768B2 (en) | 2009-04-24 | 2014-11-11 | Megadyne Medical Products, Inc. | Hand piece with adjustable utility conduit |
| US9259260B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-02-16 | Megadyne Medical Products, Inc. | Fluid evacuation device |
| US9375253B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-06-28 | Megadyne Medical Products, Inc. | Electrosurgical instrument |
| USD709196S1 (en) | 2013-03-15 | 2014-07-15 | Megadyne Medical Products, Inc. | Hand piece |
| US20200269034A1 (en) | 2019-02-21 | 2020-08-27 | Envoy Medical Corporation | Implantable cochlear system with integrated components and lead characterization |
| US11564046B2 (en) | 2020-08-28 | 2023-01-24 | Envoy Medical Corporation | Programming of cochlear implant accessories |
| US11806531B2 (en) | 2020-12-02 | 2023-11-07 | Envoy Medical Corporation | Implantable cochlear system with inner ear sensor |
| US11471689B2 (en) | 2020-12-02 | 2022-10-18 | Envoy Medical Corporation | Cochlear implant stimulation calibration |
| US11697019B2 (en) | 2020-12-02 | 2023-07-11 | Envoy Medical Corporation | Combination hearing aid and cochlear implant system |
| US11633591B2 (en) | 2021-02-23 | 2023-04-25 | Envoy Medical Corporation | Combination implant system with removable earplug sensor and implanted battery |
| US12081061B2 (en) | 2021-02-23 | 2024-09-03 | Envoy Medical Corporation | Predicting a cumulative thermal dose in implantable battery recharge systems and methods |
| US11839765B2 (en) | 2021-02-23 | 2023-12-12 | Envoy Medical Corporation | Cochlear implant system with integrated signal analysis functionality |
| US11865339B2 (en) | 2021-04-05 | 2024-01-09 | Envoy Medical Corporation | Cochlear implant system with electrode impedance diagnostics |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3626698C2 (de) * | 1985-08-26 | 1993-12-02 | Siemens Ag | HF-Chirurgiegerät |
| DE3621572C2 (de) * | 1985-12-16 | 1994-07-14 | Siemens Ag | Schaltungsanordnung zum Betrieb eines HF-Chirurgiegerätes |
| EP0239807B1 (de) * | 1986-03-04 | 1991-04-17 | Siemens Aktiengesellschaft | Kapazitives Intrusionsschutzsystem |
| GB2213381B (en) * | 1987-12-12 | 1992-06-03 | Univ Wales Medicine | Surgical diathermy instruments |
| DE3824913A1 (de) * | 1988-07-22 | 1990-02-01 | Thomas Hill | Einrichtung zur ueberwachung von hochfrequenten elektrischen leckstroemen |
| US5152762A (en) * | 1990-11-16 | 1992-10-06 | Birtcher Medical Systems, Inc. | Current leakage control for electrosurgical generator |
| US5432459A (en) * | 1992-03-17 | 1995-07-11 | Conmed Corporation | Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads with unconnected reference conductor |
| AU659261B2 (en) * | 1992-06-19 | 1995-05-11 | Conmed Corporation | Electrosurgical trocar assembly |
| DE4237761C2 (de) * | 1992-11-09 | 2002-07-11 | Storz Karl Gmbh & Co Kg | Einrichtung für die Hochfrequenzchirurgie |
-
1994
- 1994-04-22 AU AU60627/94A patent/AU671902B2/en not_active Expired
- 1994-05-19 JP JP10525194A patent/JP3529837B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1994-05-19 CA CA002123960A patent/CA2123960C/en not_active Expired - Lifetime
- 1994-05-23 GB GB9410305A patent/GB2278548B/en not_active Expired - Lifetime
- 1994-05-25 IT IT94GE000066A patent/ITGE940066A1/it unknown
- 1994-05-31 DE DE4419070A patent/DE4419070C2/de not_active Expired - Lifetime
- 1994-06-01 FR FR9406700A patent/FR2706041B1/fr not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| AU671902B2 (en) | 1996-09-12 |
| JPH07412A (ja) | 1995-01-06 |
| FR2706041B1 (fr) | 1996-03-15 |
| GB2278548A (en) | 1994-12-07 |
| DE4419070C2 (de) | 1999-08-26 |
| FR2706041A1 (fr) | 1994-12-09 |
| CA2123960C (en) | 2005-07-05 |
| ITGE940066A0 (it) | 1994-05-25 |
| CA2123960A1 (en) | 1994-12-02 |
| AU6062794A (en) | 1994-12-08 |
| ITGE940066A1 (it) | 1995-11-25 |
| GB2278548B (en) | 1996-11-20 |
| DE4419070A1 (de) | 1994-12-08 |
| GB9410305D0 (en) | 1994-07-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3529837B2 (ja) | 連続モニタを有する医療装置の電流センサ | |
| US5436566A (en) | Leakage capacitance compensating current sensor for current supplied to medical device loads | |
| JP3426311B2 (ja) | 電流検出素子 | |
| US8104956B2 (en) | Thermocouple measurement circuit | |
| US9757183B2 (en) | Multiple parameter fault detection in electrosurgical instrument shields | |
| US4200104A (en) | Contact area measurement apparatus for use in electrosurgery | |
| JP2509081B2 (ja) | 腹腔鏡処置用および同様の処置用電気外科装置 | |
| JP3303035B2 (ja) | ある系の特定のパラメータの測定値を取得する装置 | |
| US9234926B2 (en) | Apparatus and method for measuring the dissipation factor of an insulator | |
| JP2001061804A (ja) | 生体インピーダンス測定装置 | |
| US20130106442A1 (en) | Apparatus and method for measuring the dissipation factor of an insulator | |
| EP4385405A1 (en) | Single sensor for position and tissue proximity indication | |
| EP4458263A1 (en) | Single sensor for physiologic signal measurement with position and tissue proximity indication | |
| US20240197255A1 (en) | Spiral sensor for physiologic signal measurement with position and tissue proximity indication | |
| US20190083162A1 (en) | Electrode disconnect detection | |
| JPH1031048A (ja) | 部分放電測定における部分放電電荷量の校正方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040127 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040226 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080305 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090305 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100305 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100305 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110305 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110305 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120305 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130305 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130305 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140305 Year of fee payment: 10 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |