JP2010158525A - エネルギー送達アルゴリズムインピーダンス傾向の適合 - Google Patents

エネルギー送達アルゴリズムインピーダンス傾向の適合 Download PDF

Info

Publication number
JP2010158525A
JP2010158525A JP2010004465A JP2010004465A JP2010158525A JP 2010158525 A JP2010158525 A JP 2010158525A JP 2010004465 A JP2010004465 A JP 2010004465A JP 2010004465 A JP2010004465 A JP 2010004465A JP 2010158525 A JP2010158525 A JP 2010158525A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
impedance
tissue
generator
state
energy
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.)
Granted
Application number
JP2010004465A
Other languages
English (en)
Other versions
JP5619428B2 (ja
Inventor
Ronald J Podhajsky
ジェイ． ポドハイスキ ロナルド
Donald W Heckel
ダブリュー． ヘッケル ドナルド
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Covidien LP
Original Assignee
Tyco Healthcare Group LP
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Tyco Healthcare Group LP filed Critical Tyco Healthcare Group LP
Publication of JP2010158525A publication Critical patent/JP2010158525A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP5619428B2 publication Critical patent/JP5619428B2/ja
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

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
    • A61B18/1206—Generators therefor
    • 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
    • A61B2018/00666—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value
    • A61B2018/00678—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value upper
    • 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
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/00702—Power or energy
    • 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
    • A61B2018/00875—Resistance or impedance

Abstract

【課題】電気外科発電機と共に使用するための改善された制御システムを提供すること。
【解決手段】組織に適用されるエネルギーを出力するＲＦ出力；少なくとも１つの組織特性を検出するセンサモジュール；実行可能な命令として実装される組織に適用されるエネルギーを制御するために構成された少なくとも２つの状態を格納するメモリ；制御器であって、第一状態で組織にエネルギーを適用するようにＲＦ出力に信号を送るよう構成され、第一状態中にＲＦ出力の電力出力を調節してピーク組織コンダクタンスを少なくとも１つの検出された組織特性の関数として連続的に達成し、第一状態と同時に実行される第二状態中に気泡場形成を示す少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を監視するようさらに構成され、第二状態中に少なくとも１つの検出された組織特性の傾向に基づいて気泡場をつぶすよう気泡場を途切れさせるよう構成された制御器を備える、電気外科発電機。
【選択図】なし

Description

（背景）
（技術分野）
本開示は、電気外科の装置、システムおよび方法に関する。より特定すると、本開示は、組織へのエネルギーの適用を制御するアルゴリズムに関する。
（関連技術の背景）
電気外科発電機は、患者の組織を切断し、凝固させ、乾燥させ、そして／またはシールするために、電気外科器具と組み合わせて外科医により使用される。高周波数電気エネルギー（例えば、無線周波数（ＲＦ）エネルギー）は、電気外科発電機により生成され、そして電気外科道具により組織に適用される。単極構成と双極構成との両方が、電気外科手順中に通常使用される。
電気外科の技術および器具は、小さい直径の血管を凝固させるため、または大きい直径の脈管もしくは組織（例えば、肺、脳および腸などの軟部組織構造体）をシールするために、使用され得る。外科医は、電極間で組織を通して適用される電気外科エネルギーの強度、周波数および持続時間を制御することによって、焼灼、凝固／乾燥、および／または出血の減少もしくは遅延のいずれかを行い得る。外科手術部位における組織の望ましくない炭化を引き起こすことなく、または隣接する組織に対する付帯的な損傷（例えば、熱拡散）を引き起こすことなく、上記所望の外科手術効果のうちの１つを達成するためには、電気外科発電機からの出力（例えば、電力、波形、電圧、電流、パルス速度など）を制御することが必要である。
外科手術部位における組織を横切る電気インピーダンスおよびその変化を測定することは、その組織の乾燥の状態の良好な指標を提供することが公知である。例えば、組織が乾燥するにつれて、すなわち水分を失うにつれて、その組織を横切るインピーダンスは上昇する。この観察は、組織インピーダンスの測定に基づいて電気外科電力を調節するために、いくつかの電気外科発電機において利用されている。例えば、共有に係る米国特許第６，２１０，４０３号は、組織インピーダンスを自動的に測定し、そしてこの組織を横切る測定されたインピーダンスに基づいて、電気外科発電機の出力を変更するためのシステムおよび方法に関する。
電気外科エネルギーの特定の波形は、所望の外科手術効果（例えば、切断、凝固、シール、ブレンドなど）を増強するために調整され得ることが決定された。例えば、「切断」モードは代表的に、周波数範囲が１００ｋＨｚ〜４ＭＨｚであり、波高因子が１．４〜２．０の範囲である、分断されない正弦波形を発生させることを包含する。「ブレンド」モードは代表的に、デューティーサイクルが２５％〜７５％の範囲であり、そして波高因子が２．０〜５．０の範囲である、分断されない切断波形を生成することを包含する。「凝固」モードは代表的に、デューティーサイクルが約１０％以下であり、そして波高因子が５．０〜１２．０の範囲である、分断されない波形を発生させることを包含する。脈管または組織を効率的かつ一貫してシールするためには、パルス様の波形が好ましい。エネルギーの入力／出力がフィードバック制御を介して組織の水和／体積に応答する場合、エネルギーは、連続的な様式で供給されて、組織内の脈管をシールし得る。
（要旨）
検出された組織特性の関数としてエネルギーを組織に適用するように構成された電気外科発電機を制御する方法が、本開示により想定される。この方法は、第一の状態で組織にエネルギーを適用する工程を包含し、この第一の状態は、ピーク組織コンダクタンスを検出された組織特性の関数として連続的に達成するように、この発電機の電力出力を調節するように、構成される。この方法はまた、第二の状態中に気泡場形成を示す少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を監視する工程を包含し、この第二の状態は、この第一の状態と同時に行われる。この第二の状態は、少なくとも１つの検出された組織特性の傾向に基づいて、この気泡場を途切れさせてこの気泡場をつぶすように構成される。
電気外科発電機と共に使用するための制御システムもまた、本開示により提供される。このシステムは、実行可能な命令として実装される１つ以上の状態を格納するように構成されたメモリを備え、これらの状態は、組織に適用されるエネルギーを制御するために構成される。このシステムはまた、第一の状態で組織にエネルギーを適用するように、電気外科発電機に信号を送るように構成された制御器を備え、この第一の状態の間に、この制御器は、少なくとも１つの検出された組織特性の関数としてピーク組織コンダクタンスを連続的に達成するように、この電気外科発電機の電力出力を調節する。この制御器は、第二の状態中に気泡場形成を示す少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を監視するようにさらに構成され、この第二の状態は、この第一の状態と同時に行われ、この第二の状態中に、この制御器は、少なくとも１つの検出された組織特性の傾向に基づいて、この気泡場を途切れさせてこの気泡場をつぶすように構成される。
電気外科発電機により組織に適用されるエネルギーを、少なくとも１つの検出された組織特性の関数として制御する別の方法もまた、本開示により想定される。この方法は、第一の状態において組織にエネルギーを適用する工程を包含し、この第一の状態は、ピーク組織コンダクタンスを少なくとも１つの検出された組織特性の関数として連続的に達成するように、この発電機の電力出力を調節するように構成される。この方法はまた、第二の状態中に気泡場形成を示す少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を計算する工程を包含し、この第二の状態は、この第一の状態と同時に行われ、そして少なくとも１つの検出された組織特性の計算された傾向を、複数の所定のインピーダンス傾向と比較して、気泡場形成の程度を決定するように構成される。この第二の状態は、少なくとも１つの検出された組織特性の計算された傾向と、複数の所定のインピーダンス傾向との比較に基づいて、気泡場を途切れさせるようにさらに構成される。
本発明は、例えば、以下を提供する：
（項目１Ａ）
少なくとも１つの検出された組織特性の関数として、組織にエネルギーを適用するように構成された電気外科発電機を制御する方法であって、
第一の状態で該組織にエネルギーを適用する工程であって、該第一の状態は、該少なくとも１つの検出された組織特性の関数として、ピーク組織コンダクタンスを連続的に達成するように、該発電機の電力出力を調節するように構成されている、工程；および
第二の状態中に、気泡場形成を示す該少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を監視する工程であって、該第二の状態は、該第一の状態と同時に実行され、該第二の状態は、該少なくとも１つの検出された組織特性の傾向に基づいて、該気泡場をつぶすように該気泡場を途切れさせるように構成されている、工程、
を包含する、方法。
（項目２Ａ）
上記監視する工程が、
上記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を、平均インピーダンスまたはインピーダンスの変化と、所定の時間との関数として計算する工程、
をさらに包含する、上記項目に記載の方法。
（項目３Ａ）
上記監視する工程が、
上記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を、インピーダンスの変化の割合の関数として計算する工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目４Ａ）
上記少なくとも１つの検出された組織特性の計算された傾向を、複数の所定のインピーダンス傾向と比較して、気泡場形成の程度を決定する工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目５Ａ）
上記比較する工程の比較に基づいて、複数のエネルギー調節から少なくとも１つのエネルギー調節を選択する工程であって、該複数のエネルギー調節の各々が、該複数の所定のインピーダンス傾向の各々に関連している、工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目６Ａ）
上記選択されたエネルギー調節を実施して上記組織に適用されるエネルギーを調節する工程であって、上記少なくとも１つのエネルギー調節が、上記気泡場を途切れさせるように構成されている、工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目７Ａ）
上記エネルギーを適用する工程が、
電気外科発電機を起動させて、電気外科波形を生成する工程；
第一のサンプル枠の間に、該電気外科波形の電力を増加させる工程；
該電気外科波形の電力の増加に応答して、該第一のサンプル枠の間の第一の平均インピーダンスの変化の方向を決定する工程；
引き続くサンプル枠の間に、該第一の平均インピーダンスの変化の方向に応答して、該電気外科波形の電力の第一の調節を実施する工程；
該電力の第一の調節に応答して、該引き続くサンプル枠の間に、引き続く平均インピーダンスの変化の方向を決定する工程；および
該引き続く平均インピーダンスの変化の方向に応答して、該電気外科波形の電力の引き続く調節を実施する工程であって、該電力の引き続く調節は、該第一の平均インピーダンスの変化の方向と該引き続く平均インピーダンスの変化の方向とが同じである場合、該電力の第一の調節とは逆である、工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目８Ａ）
上記電力を調節する工程が、
第一の平均インピーダンス曲線の減少に応答して、上記電気外科波形の電力を増加させる工程；および
上記平均インピーダンスの増加に応答して、該電気外科波形の電力を減少させる工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目９Ａ）
上記電力の引き続く調節を実施する工程が、
上記第一の平均インピーダンスの減少に応答して、上記電気外科波形の電力を減少させる工程；および
該平均インピーダンスの増加に応答して、該電気外科波形の電力を増加させる工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目１０Ａ）
上記電力の引き続く調節を実施する工程の後に、上記方法が、
第三のサンプル枠の間にピークインピーダンスを連続的に測定する工程；および
該ピークインピーダンスを、インピーダンスの所定の閾値変化と比較して、インピーダンスの急激な上昇を決定する工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目１１Ａ）
上記電力の引き続く調節を実施する工程の後に、上記方法が、
第三のサンプル枠中に第三の平均インピーダンスを決定する工程；
第四のサンプル枠中に第四の平均インピーダンスを決定する工程；および
該第三の平均インピーダンスと該第四の平均インピーダンスとが実質的に等しい場合、第五のサンプル枠についての電気外科波形を適用する工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目１２Ａ）
実行可能な命令として実装される少なくとも２つの状態を格納するように構成されたメモリであって、該少なくとも２つの状態は、組織に適用されるエネルギーを制御するために構成されている、メモリ；および
制御器であって、該制御器は、第一の状態において、該組織にエネルギーを適用するように該電気外科発電機に信号を送るように構成されており、該第一の状態中に、該制御器は、該電気外科発電機の電力出力を調節して、少なくとも１つの検出された組織特性の関数としてピーク組織コンダクタンスを連続的に達成し、該制御器は、第二の状態中に気泡場形成を示す該少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を監視するようにさらに構成されており、該第二の状態は、該第一の状態と同時に行われ、該第二の状態中に、該制御器は、該少なくとも１つの検出された組織特性の傾向に基づいて、該気泡場をつぶすように該気泡場を途切れさせるように構成されている、制御器、
を備える、電気外科発電機と共に使用するための制御システム。
（項目１３Ａ）
上記制御器が、上記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を、平均インピーダンスまたはインピーダンスの変化と、所定の時間との関数として計算するようにさらに構成されている、上記項目に記載のシステム。
（項目１４Ａ）
上記制御器が、上記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を、インピーダンスの変化の割合の関数として計算するようにさらに構成されている、上記項目のうちのいずれかに記載のシステム。
（項目１５Ａ）
上記メモリが、複数の所定のインピーダンスの傾向を格納しており、そして上記制御器が、上記少なくとも１つの検出された組織特性の計算された傾向を、該複数の所定のインピーダンス傾向と比較して、気泡場形成の程度を決定するようにさらに構成されている、上記項目のうちのいずれかに記載のシステム。
（項目１６Ａ）
上記制御器が、上記計算された傾向の比較に基づいて、複数のエネルギー調節から少なくとも１つのエネルギー調節を選択するようにさらに構成されており、該複数のエネルギー調節の各々が、上記複数の所定のインピーダンス傾向の各々に関連している、上記項目のうちのいずれかに記載のシステム。
（項目１７Ａ）
上記制御器が、上記電気外科発電機に上記組織に適用されるエネルギーを調節するように、上記選択されたエネルギー調節を信号として送るようにさらに構成されており、該少なくとも１つのエネルギー調節が、上記気泡場を途切れさせるように構成されている、上記項目のうちのいずれかに記載のシステム。
（項目１８Ａ）
少なくとも１つの検出された組織特性の関数として、電気外科発電機により組織に適用されるエネルギーを制御する方法であって、
第一の状態で該組織にエネルギーを適用する工程であって、該第一の状態が、該少なくとも１つの検出された組織特性の関数として、ピーク組織コンダクタンスを連続的に達成するように、該発電機の電力出力を調節するように構成されている、工程；および
第二の状態中に、気泡場形成を示す少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を計算する工程であって、該第二の状態は、該第一の状態と同時に実行され、そして該少なくとも１つの検出された組織特性の計算された傾向を、複数の所定のインピーダンス傾向と比較して、気泡場形成の程度を決定するように構成されており、さらに、該第二の状態は、該少なくとも１つの検出された組織特性の計算された傾向と、該複数の所定のインピーダンス傾向との比較に基づいて、該気泡場を途切れさせるように構成されている、工程、
を包含する、方法。
（項目１９Ａ）
上記監視する工程が、
平均インピーダンスまたはインピーダンスの変化と、所定の時間との関数として、上記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を計算する工程、
をさらに包含する、上記項目に記載の方法。
（項目２０Ａ）
上記監視する工程が、
インピーダンスの変化の割合の関数として、上記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を計算する工程、
をさらに包含する、上記項目のうちのいずれかに記載の方法。
（項目１Ｂ）
組織に適用されるエネルギーを出力するように構成された無線周波数出力；
少なくとも１つの組織特性を検出するように構成されたセンサモジュール；
実行可能な命令として実装される少なくとも２つの状態を格納するように構成されたメモリであって、該少なくとも２つの状態は、組織に適用されるエネルギーを制御するために構成される、メモリ；および
制御器であって、該制御器は、第一の状態で該組織にエネルギーを適用するように、該無線周波数出力に信号を送るように構成されており、該第一の状態中に、該制御器は、該無線周波数出力の電力出力を調節して、ピーク組織コンダクタンスを少なくとも１つの検出された組織特性の関数として連続的に達成し、該制御器は、第二の状態中に、気泡場形成を示す少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を監視するようにさらに構成されており、該第二の状態は、該第一の状態と同時に実行され、該第二の状態中に、該制御器は、該少なくとも１つの検出された組織特性の傾向に基づいて、該気泡場をつぶすように、該気泡場を途切れさせるように構成されている、制御器、
を備える、電気外科発電機。
（項目２Ｂ）
上記制御器が、上記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を、平均インピーダンスまたはインピーダンスの変化と、所定の時間との関数として計算するようにさらに構成されている、上記項目に記載の発電機。
（項目３Ｂ）
上記制御器が、上記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を、インピーダンスの変化の割合の関数として計算するようにさらに構成されている、上記項目のうちのいずれかに記載の発電機。
（項目４Ｂ）
上記メモリが、複数の所定のインピーダンス傾向を格納し、そして上記制御器が、上記少なくとも１つの検出された組織特性の計算された傾向を、該複数の所定のインピーダンス傾向と比較して、気泡場形成の程度を決定するようにさらに構成されている、上記項目のうちのいずれかに記載の発電機。
（項目５Ｂ）
上記制御器が、上記計算された傾向の比較に基づいて、複数のエネルギー調節から少なくとも１つのエネルギー調節を選択するようにさらに構成されており、該複数のエネルギー調節の各々が、上記複数の所定のインピーダンス傾向の各々に関連している、上記項目のうちのいずれかに記載の発電機。
（項目６Ｂ）
上記制御器が、上記選択されたエネルギー調節を上記無線周波数出力に信号として送って、該エネルギーが上記組織に適用されるようにさらに構成されており、該少なくとも１つのエネルギー調節が、上記気泡場を途切れさせるように構成されている、上記項目のうちのいずれかに記載の発電機。
（摘要）
検出された組織特性の関数としてエネルギーを組織に適用するように構成された電気外科発電機を制御する方法が、本開示により想定される。この方法は、第一の状態で組織にエネルギーを適用する工程を包含し、この第一の状態は、ピーク組織コンダクタンスを検出された組織特性の関数として連続的に達成するように、この発電機の電力出力を調節するように、構成される。この方法はまた、第二の状態中に気泡場形成を示す少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を監視する工程を包含し、この第二の状態は、この第一の状態と同時に行われる。この第二の状態は、少なくとも１つの検出された組織特性の傾向に基づいて、この気泡場を途切れさせてこの気泡場をつぶすように構成される。
本開示の種々の実施形態が、図面を参照しながら本明細書中に記載される。
図１Ａ〜図１Ｂは、本開示による電気外科システムの概略ブロック図である。 図２は、本開示の１つの実施形態による発電機制御システムの概略ブロック図である。 図３は、処置を受けている組織についての、組織伝導率対温度の曲線と、組織インピーダンス対温度の曲線との間の関係を図示する。 図４Ａは、本開示の実施形態による制御アルゴリズムの概略ブロック図である。 図４Ｂは、本開示の１つの実施形態による制御アルゴリズムの概略ブロック図である。 図５は、図２の発電機と共に使用するための二重ループ制御システムの概略ブロック図である。 図６Ａは、本開示の実施形態による通常優先タスクアルゴリズムの概略ブロック図である。 図６Ｂは、本開示の実施形態による高優先タスクアルゴリズムの概略ブロック図である。 図６Ｃは、本開示の実施形態による高優先タスクアルゴリズムの概略ブロック図である。 図６Ｄは、本開示の実施形態による低優先タスクアルゴリズムの概略ブロック図である。 図７Ａは、図２の発電機と共に使用するためのソフトウェアシステムの概略ブロック図である。 図７Ｂは、図７Ａのソフトウェアシステムと共に使用するための通常優先タスクアルゴリズムの概略ブロック図である。 図７Ｃは、図７Ａのソフトウェアシステムと共に使用するための高優先タスクアルゴリズムの概略ブロック図である。 図７Ｄは、図７Ａのソフトウェアシステムと共に使用するための通常優先タスクアルゴリズムの概略ブロック図である。 図８は、本開示の実施形態による発電機およびソフトウェアと共に使用するためのユーザインターフェースの概略ブロック図である。
本開示の特定の実施形態が、添付の図面を参照しながら本明細書中以下に記載される。以下の説明において、周知の機能または構成は、本開示を不必要な細部においてあいまいにすることを回避するために、詳細には記載されない。当業者は、本開示が内視鏡器具または観血器具のいずれかと共に使用するために適合され得ることを理解する。
本開示による発電機は、単極電気外科手順および双極電気外科手順（切除手順を含む）を実施し得る。この発電機は、種々の電気外科器具（例えば、単極活性電極、リターン電極、双極電気外科鉗子、フットスイッチなど）とインターフェースするための複数の出力を備え得る。さらに、この発電機は、種々の電気外科モード（例えば、切断、ブレンド、分割など）および手順（例えば、単極、双極、脈管シール）に特に適した無線周波数電力を発生させるように構成された電気回路を備える。
図１Ａは、本開示の１つの実施形態による単極電気外科システムの概略図である。このシステムは、１つ以上の活性電極３を備える単極電気外科器具２を備え、この活性電極は、電気外科切断プローブ、切除電極などであり得る。電気外科用ＲＦエネルギーは、発電機２０により、発電機２０の活性端子３０（図２）に接続された供給ライン４を介して、器具２に供給され、器具２が組織を凝固させ、切除し、そして／または他の様式で処置することを可能にする。このエネルギーは、リターン電極６を通り、リターンライン８を通って、発電機２０のリターン端子３２（図２）において発電機２０に戻される。活性端子３０およびリターン端子３２は、それぞれ器具２のプラグ（明白には図示せず）およびリターン電極６とインターフェースするように構成される。これらの器具およびリターン電極は、それぞれ供給ライン４およびリターンライン８の端部に配置される。
このシステムは、患者Ｐとの全体の接触面積を最小にすることによって組織の損傷の機会を最小にするように配置された、複数のリターン電極６を備え得る。さらに、発電機２０およびリターン電極６は、いわゆる「組織と患者との」接触を監視するように構成されて、これらの間での充分な接触が存在することを保証し、組織損傷の機会をさらに最小にし得る。
図１Ｂは、本開示による双極電気外科システムの概略図である。このシステムは、患者Ｐの組織を処置するための１つ以上の電極を有する、双極電気外科鉗子１０を備える。電気外科鉗子１０は、内部に配置される活性電極１４およびリターン電極１６を有する、対向する顎部材を備える。活性電極１４およびリターン電極１６は、ケーブル１８を通して発電機２０に接続され、このケーブルは、それぞれ活性端子３０およびリターン端子３２（図２）に結合された供給ライン４およびリターンライン８を備える。電気外科鉗子１０は、コネクタ２１において発電機２０に結合される。このコネクタは、ケーブル１８の端部に配置されたプラグを介して活性端子３０およびリターン端子３２（例えば、ピン）への接続を有し、このプラグは、供給ライン４およびリターンライン８からの接点を備える。
図１Ａ〜図１Ｂには明白には示されないが、発電機２０は、発電機２０を制御するために適切な入力制御器（例えば、ボタン、アクチベータ、スイッチ、タッチスクリーンなど）、および外科医に種々の出力情報（例えば、強度設定、処置完了指標など）を提供するための１つ以上の表示スクリーンを備える。これらの制御は、外科医がＲＦエネルギーの電力、波形およびパラメータを調節して、特定の作業（例えば、組織電気外科処置）のために適切な所望の波形を達成することを可能にする。さらに、器具２は、複数の入力制御を備え得、これらの入力制御は、発電機２０の特定の入力制御と冗長であり得る。これらの入力制御を器具２に配置することによって、外科手術手順中に、発電機２０との相互作用を必要とせずに、ＲＦエネルギーパラメータのより容易かつより迅速な改変が可能になる。
図２は、発電機２０の概略ブロック図を示し、この発電機は、制御器２４、電源２７、ＲＦ出力ステージ２８、およびセンサモジュール２２を有する。電源２７は、ＤＣ電力をＲＦ出力ステージ２８に提供し、このＲＦ出力ステージは次いで、このＤＣ電力をＲＦエネルギーに変換し、そしてこのＲＦエネルギーを器具２に送達する。制御器２４は、メモリ２６を有するマイクロプロセッサ２５を備え、このメモリは、揮発性タイプのメモリ（例えば、ＲＡＭ）および／または不揮発性タイプのメモリ（例えば、フラッシュ媒体、ディスク媒体など）であり得る。マイクロプロセッサ２５は、電源２７および／またはＲＦ出力ステージ２８に接続された出力ポートを備え、この出力ポートは、マイクロプロセッサ２５が開いた制御ループスキームおよび／または閉じた制御ループスキームのいずれかに従って、発電機２０の出力を制御することを可能にする。
閉じたループ制御スキームは一般に、フィードバック制御ループを備え、このフィードバック制御ループにおいて、センサモジュール２２は、制御器２４にフィードバック（すなわち、種々の組織パラメータ（例えば、組織インピーダンス、組織温度、出力電流および／または電圧など）を感知するための１つ以上の感知機構から得られた情報）を提供する。次いで、制御器２４は、電源２７および／またはＲＦ出力ステージ２８に信号を送り、次いで、この電源はＤＣ電力供給を調節し、そして／またはこのＲＦ出力ステージはＲＦ電力供給を調節する。制御器２４はまた、発電機２０および／または器具２の入力制御からの入力信号を受信する。制御器２４は、これらの入力信号を利用して、発電機２０の電力出力を調節し、そして／または発電機２０に、他の制御機能を実施するように指示する。
マイクロプロセッサ２５は、センサモジュール２２により受信されたデータを処理するため、およびこれに従って、発電機２０に制御信号を出力するための、ソフトウェア命令を実行し得る。制御器２４により実行されるソフトウェア命令は、制御器２４のメモリ２６に格納される。
制御器２４は、マイクロプロセッサ２５よりむしろ、またはマイクロプロセッサ２５と組み合わせて、感知された値を処理するため、および発電機２０に送信された制御信号を決定するための、アナログ回路および／または論理回路を備え得る。
センサモジュール２２は、種々の特性または状態（例えば、組織インピーダンス、組織部位における電圧、組織部位における電流など）を感知するために戦略的に配置された、複数のセンサ（明白には図示せず）を備え得る。これらのセンサは、制御器２４に情報を伝達するためのリード線を備える（または無線である）。センサモジュール２２は、制御回路構造を備え得、この制御回路構造は、複数のセンサから情報を受信し、そしてこの情報および情報源（例えば、その情報を提供する特定のセンサ）を制御器２４に提供する。
より具体的には、センサモジュール２２は、外科手術部位に適用される電圧および電流に関するリアルタイムの値を感知するための、リアルタイム電圧感知システム（明白には図示せず）およびリアルタイム電流感知システム（明白には図示せず）を備え得る。さらに、ＲＭＳ電圧感知システム（明白には図示せず）およびＲＭＳ電流感知システム（明白には図示せず）が、外科手術部位に適用される電圧および電流についてのＲＭＳ値を感知および送達するために、備えられ得る。
測定または感知された値は、センサモジュール２２の回路構造および／もしくはプロセッサ（明白には図示せず）ならびに／または制御器２４のいずれかによってさらに処理されて、感知された値および組織インピーダンスの変化を決定する。組織インピーダンスおよびその変化は、組織を横切る電圧および／または電流を測定し、次いでその経時的な変化を計算することにより決定され得る。次いで、これらの測定および計算された値は、種々の組織型、手順、器具などに関連する既知または所望の電圧値および電流値と比較され得る。これは、電気外科出力を所望のインピーダンスおよび／またはインピーダンス値の変化に到達させるために使用され得る。外科手術手順が進行するにつれて、組織インピーダンスは、発電機出力の調節ならびに外科手術部位における組織からの液体（例えば、水蒸気泡）の除去および回復に応答して、変動する。制御器２４は、組織インピーダンスおよび組織インピーダンス変化を監視し、そしてこれに応答して、所望の最適な電気外科効果を達成するように、発電機２０の出力を調節する。
一般に、本開示によるシステムは、組織の特性（例えば、電気的特性および／または物理的特性）に基づいて、所望の組織処置を達成するための、エネルギーの適用を調節する。ある実施形態において、組織へのエネルギーの適用は、その組織の電気伝導率に基づいて、組織温度の関数として調節される。組織温度の関数としての組織伝導率は、伝導率対温度の曲線として表され得る。組織コンダクタンスは、物質的な組織特性（例えば、組織の長さ、組織の面積など）が一定のままである場合、組織インピーダンスに反比例する。具体的には、組織コンダクタンスと組織インピーダンスは、以下の式により関連付けられる：
Ｚ＝Ｌ／（σ×Ａ）；
ここでＺは、処置を受けている組織のインピーダンスであり；
Ｌは、処置を受けている組織の長さであり；
σは、処置を受けている組織の電気コンダクタンスであり；そして
Ａは、処置を受けている組織の表面積である。
図３は、電気外科処置を（例えば、電気外科器具２を利用して）受けている組織についての、代表的な伝導率対温度曲線と対応する（すなわち、同じ温度範囲にわたる）インピーダンス対温度曲線との間の関係を図示する。図示される曲線は、電気外科処置を受けている組織について、インピーダンス対温度曲線の最も低いインピーダンス値は、コンダクタンス対温度曲線の最も高いコンダクタンス値に対応することを示す。
電気外科処置を受けている組織についてのコンダクタンス対温度曲線は、種々の要因（例えば、組織に適用されるエネルギーの変化）に起因して、動的に変化し得る。本開示は、この曲線を能動的に追跡して、エネルギーの適用が曲線の動的性質にかかわらず、この曲線上の最適な位置（例えば、ピーク組織コンダクタンス）を維持することを可能にする、制御アルゴリズムを提供する。
図４は、本開示の１つの実施形態による、組織へのエネルギーの適用を調節するための制御アルゴリズム２００を図示する流れ図を示す。ある実施形態において、アルゴリズム２００は、メモリ２６に入っている、制御器２４により（例えば、マイクロプロセッサ２５を介して）実行可能なソフトウェアアプリケーションであり得る。
この制御アルゴリズムは、状態変数（ＳＶ）が、電気外科処置を受けている組織の１つ以上の物理的特性（例えば、組織インピーダンス、組織を横切る電圧、組織を通る電流）および／または適用されるエネルギーに関連する１つ以上の電気的特性（例えば、組織に適用される電力の振幅および／または位相など）のリアルタイムの値を表すように定義する。ある実施形態において、ＳＶは、任意の１つ以上のいわゆる「状態」において定義され得る。例えば、ＳＶは、組織抵抗のリアルタイムの状態を、「低下している」または「上昇している」のいずれかとして表し得る。
図４Ａに図示される実施形態において、アルゴリズム２００は最初に、ＳＶを低下していると定義し、そして組織へのエネルギーの適用を増加させる（例えば、制御器２４は、発電機２０の出力を増加させる）。引き続いて、制御アルゴリズム２００は、スイッチループ２１０に入り、このループにおいて、アルゴリズム２００は、ＳＶが２つの状態（例えば、低下または上昇）のうちのいずれか一方であることを連続的に監視する。ＳＶの検出された状態に基づいて、アルゴリズム２００は、２つの制御ループの間を切り替えて、組織へのエネルギーの適用を制御する。
図示される実施形態において、アルゴリズム２００は、２つの制御ループ２２０および２３０のうちの一方に入る。制御ループ２２０と制御ループ２３０は、スイッチループ２１０を介してアルゴリズム２００により検出されるＳＶの低下状態およびＳＶの上昇状態にそれぞれ対応する。より具体的には、アルゴリズム２００は、スイッチループ２１０がＳＶの状態を低下していると検出する場合に、低下している場合の制御ループ２２０に入る。制御ループ２２０に入ると、アルゴリズム２００は、（例えば、センサモジュール２２を介して）制御曲線（例えば、図３のインピーダンス対温度曲線）の傾斜を連続的に検出する。制御曲線の検出された傾斜が負である場合、アルゴリズム２００は、組織へのエネルギーの適用を上昇させ（例えば、制御器２４が発電機２０の出力を増加させる）、そして引き続いて、ＳＶを低下していると定義する。この様式で、低下している場合の制御ループ２２０は、ＳＶが低下していると定義され、そして制御曲線の傾斜が負である限り、繰り返される。
逆に、制御曲線の検出された傾斜が負ではない（例えば、傾斜＝０または傾斜＞０）場合、アルゴリズム２００は、組織へのエネルギーの適用を低下させ、そして引き続いて、ＳＶを上昇していると定義する。この様式で、スイッチループ２１０は、ＳＶを上昇していると検出し、従って、アルゴリズム２００を上昇している場合の制御ループ２３０に入る。
上昇している場合の制御ループ２３０に入ると、アルゴリズム２００は、制御曲線の傾斜を連続的に検出する。上昇している場合の制御ループ２３０は、制御曲線の検出された傾斜に対する応答が低下している場合の制御ループ２２０の応答と正反対になるように構成される。より具体的には、制御曲線の検出された傾斜が、上昇している場合の制御ループ２３０の間に負である場合、アルゴリズム２００は、組織へのエネルギーの適用を低下させ続け（例えば、制御器２４が発電機２０の出力をさらに低下させる）、そして引き続いて、ＳＶを低下していると定義する。この方法で組織へのエネルギーの適用を低下させ続けることにより、アルゴリズム２００は、制御曲線の最適な点（例えば、温度の関数として最低の可能な組織インピーダンス）を効果的に追跡する。逆に、制御曲線の検出された傾斜が負ではない（例えば、傾斜＝０または傾斜＞０）場合、アルゴリズム２００は、組織へのエネルギーの適用を増加させ、そして引き続いて、ＳＶを低下していると定義する。この方法で組織へのエネルギーの適用を増加させることによって、アルゴリズム２００は、組織に最大のエネルギーを効果的に送達することが可能である。いずれの方法においても（すなわち、傾斜＜０；および傾斜≧０）、上昇している場合の制御ループ２３０に関して、ＳＶは低下するようにリセットされ、その結果、アルゴリズム２００は、低下している場合の制御ループ２２０に入るか、または再び入る。この様式で、アルゴリズム２００は積極的に、組織にエネルギーを適用して、最大の組織加熱を達成し、同時に制御曲線の最適な点（例えば、可能な限り低い組織インピーダンス）を追跡する。
組織インピーダンス対温度曲線（例えば、図３）が制御曲線として利用される実施形態において、低下している場合の制御ループ２２０は、負であると検出された傾斜が、低下している場合の組織インピーダンスに対応することを認識し、従って、アルゴリズム２００は、これに従って組織へのエネルギーの適用を増加させ、そして低下している場合の制御ループ２２０に再び入る。逆に、低下している場合の制御ループ２２０は、負ではないと検出された傾斜が、上昇している場合の組織インピーダンスに対応することを認識し、従って、アルゴリズム２００は、これに従って組織へのエネルギーの適用を減少させ、そして上昇している場合の制御ループ２３０に入る。上昇している場合の制御ループ２３０は、負であると検出された傾斜が、低下している場合の組織インピーダンスに対応することを認識し、従って、アルゴリズム２２０は、組織へのエネルギーの適用をさらに減少させて、アルゴリズム２００が可能な限り低い組織インピーダンスを見出すことを確実にする。逆に、上昇している場合の制御ループ２３０は、正またはゼロである（例えば、負ではない）と検出された傾斜が、変化しない場合または上昇し続ける場合の組織インピーダンスに対応することを認識し、従って、アルゴリズム２００は、組織へのエネルギーの適用を増加させて、最大のエネルギーが組織に送達されることを確実にする。
ある実施形態において、ＳＶが上昇している（例えば、制御曲線の傾斜が負である）場合、組織に適用されるエネルギーは低下され、そしてＳＶは、「低下している」ではなく「上昇している」にリセットされる。これは、図４Ａに図示される実施形態の場合と同様である。図４Ｂは、本開示の実施形態による代替のアルゴリズム３００を図示する流れ図を示す。アルゴリズム３００は、図４Ａに図示されるアルゴリズム２００と同様に動作するので、これらの実施形態の間の違いを説明するために必要な程度までのみが記載される。アルゴリズム３００は、図４Ａに図示されるアルゴリズム２００と同一の初期設定を利用する。さらに、アルゴリズム３００は、２つの制御ループ（すなわち、低下していると定義されるＳＶに対応する低下している場合の制御ループ３２０、および上昇していると定義されるＳＶに対応する上昇している場合の制御ループ３３０）の間を切り替えるように構成されたスイッチループ３１０を備える。
図４Ａおよび図４Ｂに図示されるように、アルゴリズム２００とアルゴリズム３００との間の違いは、それぞれの上昇している場合の制御ループ２３０および３３０にある。アルゴリズム３００のスイッチループ３１０において、ＳＶが「上昇している」と定義される場合、制御曲線の傾斜が負であれば、アルゴリズム３００は、組織に適用されるエネルギーを減少させ、そしてＳＶを、図４Ａにおいて実施されるアルゴリズム２００の場合のように「低下している」にリセットするのではなく、「上昇している」に維持する。この様式で、上昇している場合の制御ループ３３０は、制御曲線の傾斜が正またはゼロである（例えば、傾斜が負ではない）限り、ループし続ける。組織インピーダンス対温度曲線（例えば、図３）が制御曲線として利用される実施形態において、組織インピーダンスが低下している（例えば、制御曲線の傾斜が０未満である）場合、上昇している場合の制御ループ３３０は、組織インピーダンスが正またはゼロである（すなわち、制御曲線の傾斜が０以上である）ことをアルゴリズム３００が検出するまで、続く。組織インピーダンスが正またはゼロであることを検出すると、アルゴリズム３００は、組織へのエネルギーの適用を増加させ、そしてＳＶを低下するようにリセットする。
ある実施形態において、高優先制御ループが、アルゴリズム２００および３００の上に重ねられて、これらと一緒に実行され得る。組織の電気外科処置中に、連続的なエネルギー上昇をもたらす状態が存在し得る。このようなエネルギー上昇は、組織特性（例えば、インピーダンス）を上昇させ得、そして／またはピークコンダクタンス範囲外もしくはいわゆる「ランナウェイ状態」にさせ得る。高優先制御ループは、ランナウェイ状態について制御曲線を監視し、そしてこれに従って、エネルギーの適用を調節する（例えば、制御器２４が発電機２０の出力を低下させる）。より具体的には、高優先ループは、アルゴリズム（例えば、アルゴリズム２００および３００）を途切れさせて、ランナウェイ状態について確認し、そしてこのような状態が検出される場合に、エネルギーの適用を低下させる。インピーダンス対温度曲線（図３）が制御曲線として利用される実施形態において、高優先ループは、組織インピーダンスが予め決定された閾値より高く上昇しているか否かを問い合わせ続ける。予め決定された閾値は、発電機２０の入力制御を介して外科医により予め決定され得、そして／またはマイクロプロセッサ２５による実行のためにメモリ２６中に存在し得る。
図５を参照すると、本開示の別の実施形態が示されている。図示される実施形態において、エネルギーの適用は、メモリ２６に格納された閉ループ制御システム４００に従って、制御器２４により調節される。システム４００は、組織インピーダンスを組織コンダクタンスの指標として連続的に監視し、そして可能な限り低い組織インピーダンスおよび／または可能な限り高い組織コンダクタンスを生じるように、出力を自動的に調節する。所定の手順の開始の際（またはその後の何らかの所定の時間の遅延の際）に、システム４００は、センサ２４により決定されたベースラインインピーダンスＺＢＡＳＥを処理し、そして格納する。システム４００は、平均組織インピーダンスの、ベースラインインピーダンスＺＢＡＳＥからの偏差を、時間の関数として決定し、そしてこのような偏差に応答して、発電機２０の出力を調節する。これにより、ピーク組織コンダクタンスが、組織の変化、発電機２０の変動、およびデバイスアクセサリの選択とは無関係に維持されることが可能になる。
さらに、システム４００は、検出されたインピーダンスが閾値より上に上昇したか否かを絶えず問合せ、そしてこのようなあらゆる閾値の違反に応答して、発電機の出力を低下させる。最後に、システム４００は、完了した処置を示す特定の組織状態の検出の際に、処置終結シーケンスを開始し得る。処置の完了は、組織に（例えば、鉗子１０を介して）適用されたエネルギーのレベルと、この組織から消失したエネルギーのレベルとの間の平衡により示され得る。この平衡に基づいて、システム４００は、検出された組織インピーダンスがその最低の維持可能なレベルに達したこと、およびかなりの時間量にわたって変化せずにそのレベルを維持したことを決定する。
従って、本開示の閉ループ制御システム４００は、外科手術部位および／または出力ステージ２８の近くのいわゆる「感知された」物理的特性または電気的特性に応答して、電源２７および／または出力ステージ２８（図２）の連続的な制御を提供する。本開示の実施形態において、特に図５を参照すると、制御器２４は、内側ループ制御モジュール４０２および外側ループ制御モジュール４０４を備え得、そして／またはこれらの制御モジュールと通信して作動し得る。これらの制御モジュールを介して、種々の優先作業（例えば、ループ）が実行され得る。内側ループ制御モジュール４０２および外側ループ制御モジュール４０４は、制御器２４（図２）のマイクロプロセッサ２５により実行可能なソフトウェアモジュールであり、そしてセンサモジュール２２による生成される信号を受信するように構成される。
内側ループ制御モジュール４０２および外側ループ制御モジュール４０４は、センサモジュール２２からリアルタイムで感知される値（例えば、電流Ｉおよび電圧Ｖ）、ならびに時刻ｔを連続的に受信する。モジュール４０２、４０４は、感知された値に対する計算を実施して、さらなるリアルタイムの値（例えば、電力ＰおよびインピーダンスＺ）を導出する。例えば、インピーダンスの変化についての値（ｄｚ／ｄｔ）は、
ｄｚ／ｄｔ＝（Ｚ−Ｚ＿ＯＬＤ）／（ｔ−ｔ＿ＯＬＤ）；および
Ｚ＿ＯＬＤ＝Ｚ
に従って得られる。これらの式において、Ｚは、時刻ｔに測定された値に従うインピーダンスであり；そして
Ｚ＿ＯＬＤは、時刻ｔ＿ＯＬＤにおいて前の時間間隔で測定された値に従う格納されたインピーダンスである。内側ループ制御モジュール４０２および外側ループ制御モジュール４０４は、リアルタイムの感知された値を処理し、そして所望の組織効果を達成するために必要とされる出力電力を制御する発電機２０に、ＲＦ命令を出力する。
図６Ａは、ピークコンダクタンスを達成するための自動電力調節のための、内側ループ制御モジュール４０２により制御される通常優先タスク４１０を示す。通常優先タスクまたは状態４１０は、組織の変化（例えば、厚さ、気泡形成、温度など）、発電機出力の変動（例えば、発電機出力電力の手動調節）、ならびにデバイスおよび／またはアクセサリの選択（例えば、単極デバイス、双極鉗子など）とは無関係に、ピーク組織コンダクタンス（すなわち、最低組織インピーダンス）を連続的に達成するように、発電機２０により出力される電力を調節する。内側ループ制御モジュール４０２は、通常優先タスク４１０を利用して、平均組織インピーダンスをある期間にわたって（例えば、ｄＺＡＶＥ／ｄｔ波形）、組織コンダクタンスの指標として連続的に監視する。なぜなら、組織コンダクタンスは組織インピーダンスに反比例するからである。次いで、モジュール４０２は、可能な限り低い組織インピーダンス、および従って、可能な限り高い組織コンダクタンスを提供するように、発電機２０の出力電力を自動的に調節する。通常優先タスク４１０は、二重制御ループにより特徴付けられる。この二重制御ループは、平均インピーダンス波形の傾斜を、特定の時間枠にわたって（例えば、センサモジュール２２を介して）連続的に問合せ、そしてその特定の時間枠の持続時間にわたり検出された傾斜の方向（例えば、ｍ＝０、ｍ＜０、またはｍ＞０）に応答して、発電機２０の出力電力を調節する。
通常優先タスク４１０の作動中、発電機２０の出力電力の初期の増加は、第一のサンプル時間枠（例えば、ユーザにより規定された時間遅延）の持続時間にわたってなされる。第一のサンプル時間枠中、センサモジュール２２は、発電機２０の出力電力の初期の増加に応答して、平均インピーダンス波形の第一の傾斜を決定する。第二のサンプル時間枠中、第二の調節が、発電機２０により出力される電力に対してなされ、そして平均インピーダンス波形の第二の傾斜が決定される。平均インピーダンス波形の第二の傾斜が平均インピーダンス波形の第一の傾斜と実質的に同じである場合、発電機２０の出力電力に対する第三の調節がなされる。この方法で、発電機２０により出力される電力に対する第二の調節は、発電機２０により出力される電力に対してなされる第一の調節の調節に対して、「逆の」調節である。
第一のサンプリングされた時間遅延「ｔ１」中、組織の電気外科処置手順が（例えば、フットペダルまたはハンドスイッチの押下により）達成され、そしてホストプロセッサ（例えば、マイクロプロセッサ５）が、通常優先タスク４１０を起動させて、平均インピーダンスの変化を時間の関数（例えば、ｄｚ／ｄｔ）として監視する。より具体的には、発電機２０の出力電力の初期増加ΔＰｉは、時間遅延ｔ１中に行われ、一方で、センサモジュール２２は、第一のサンプリングされた平均組織インピーダンスＺ１ＡＶＥを連続的に監視して、発電機２０の出力電力の初期増加ΔＰｉに応答するその変化を、時間遅延ｔ１の関数として検出する。Ｚ１ＡＶＥの変化は、内側ループ制御モジュール４０２により問い合わせられる関数として実現し得、この波形は、第一の平均インピーダンスＺ１ＡＶＥを時間遅延ｔ１の関数として表す（例えば、ｄＺ１ＡＶＥ／ｄｔ１）。この様式で、通常優先タスク４１０は、インピーダンス波形の傾斜を、サンプル時間枠にわたる平均組織インピーダンスの変化の指標として監視し得る。
ある実施形態において、時間遅延ｔ１は、４秒間までであり得、この時間中に、発電機２０の出力電力の初期増加ΔＰｉが、１秒間あたり２０ワットの割合で行われる。この構成において、発電機２０の出力電力は、時間遅延ｔ１の持続時間にわたって、８０ワットまで次第に増加し得る。
第一の時間遅延ｔ１の持続時間にわたって、第一の平均インピーダンスＺ１ＡＶＥが、電力出力の初期増加ΔＰｉに応答して減少する（例えば、ｄＺ１ＡＶＥ／ｄｔ１の傾斜が０未満である）場合、制御器２４は、第一の調節ΔＰ１を行ない、第二の時間遅延「ｔ２」にわたって出力される電力を増加させる。特定の実施形態において、第二の時間遅延ｔ２は、センサモジュール２２が組織インピーダンスの変化に関連するデータの充分なサンプルを記録することを可能にするために、４秒間までであり得る。
逆に、第一の時間遅延ｔ１の持続時間にわたって、第一の平均組織インピーダンスＺ１ＡＶＥが、電力出力の初期増加ΔＰｉに応答して、増加するかまたは変化しないかのいずれかである（例えば、ｄＺ１ＡＶＥ／ｄｔ１が０以上である）場合、制御器２４は、第二の調節ΔＰ２を行って、第二の時間遅延ｔ２の持続時間にわたり出力される電力を低下させる。
制御器２４が第二の調節ΔＰ２を行って、第二の時間遅延ｔ２の持続時間にわたり出力される電力を低下させるにつれて、センサモジュール２２は、第二のサンプリングされた平均組織インピーダンスＺ２ＡＶＥの変化を連続的に監視する。ある実施形態において、第二の調節ΔＰ２は、第二の時間遅延ｔ２の持続時間にわたって、５ワットまで大きい低下であり得る。第二の時間遅延ｔ２の持続時間にわたって、第二の平均組織インピーダンスＺ２ＡＶＥが、出力される電力を低下させるための第二の調節ΔＰ２に応答して、増加するかまたは変化しないかのいずれかである（例えば、ｄＺ１ＡＶＥ／ｄｔ１の傾斜が０以上である）場合、制御器２４は、第三の調節ΔＰ３を行って、第三の時間遅延「ｔ３」にわたって発電機２０により出力される電力を増加させる。その後、通常優先タスク４１０が繰り返される。第二の時間遅延ｔ２の持続時間にわたって、第二の平均組織インピーダンスＺ２ＡＶＥが、出力される電力を低下させる第二の調節ΔＰ２に応答して低下する（例えば、ｄＺ１ＡＶＥ／ｄｔ１の傾斜が０未満である）場合、制御器２４は、第四の調節ΔＰ４を行って、第三の時間遅延ｔ３の持続時間にわたり出力される電力を低下させ、そして通常優先タスク４１０が繰り返される。
この様式で、通常優先タスク４１０は、第一の時間遅延ｔ１中に制御器２４により検出された平均組織インピーダンスの同じ方向の変化（例えば、同じ傾斜方向）に応答して、第二の時間遅延ｔ２の持続時間にわたり行われる調節に対して、第三の時間遅延ｔ３の持続時間にわたり発電機２０により出力される電力の、逆の調節を実施する。すなわち、第一の時間遅延ｔ１の持続時間にわたって、第一の平均組織インピーダンスＺ１ＡＶＥが、出力される電力の初期増加ΔＰｉに応答して増加するか、または変化しない場合、制御器２４は、第二の調節ΔＰ２を行って、第二の時間遅延ｔ２の持続時間にわたり出力される電力を低下させる。逆に、第二の平均組織インピーダンスＺ２ＡＶＥが、出力される電力を低下させる第二の調節ΔＰ２に応答して増加するかまたは変化しないかのいずれかである場合、制御器２４は、第三の調節ΔＰ３を行って、第三の時間遅延ｔ３の持続時間にわたり出力される電力を増加させる。この様式で、通常優先タスク４１０が動作して、発電機２０により出力される電力を制御し、可能な限り高い組織コンダクタンス、および従って、可能な限り低い組織インピーダンスを、所定の手順の持続時間にわたって達成する。
ある実施形態において、時間遅延ｔ１、ｔ２、ｔ３の持続時間、電力調節ΔＰｉ、ΔＰ１、ΔＰ２、ΔＰ３、ΔＰ４の量、電力調節ΔＰｉ、ΔＰ１、ΔＰ２、ΔＰ３、ΔＰ４が行われる割合、およびΔＰｉにより増加させられ得る電力出力の最大レベルは、以下にさらに詳細に議論されるように、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して、ユーザにより予め決定され得る。
外側ループ制御モジュール４０４は、内側ループ制御モジュール４０２の上に重ねられ、そして内側ループ制御モジュール４０２と同時に実行されて、発電機２０のさらなる制御を提供し、所望の出力値または効果に達せさせる。外側ループ制御モジュール４０４は、高優先タスク４２０を利用して、組織特性（例えば、インピーダンス）が、ピークコンダクタンス範囲外またはいわゆる「ランナウェイ状態」まで上昇または低下することを防止する。起動の際に、センサモジュール２２は、ベースラインインピーダンス値ＺＢＡＳＥを記録し、そしてこの値を、メモリ２６への格納のために、制御器２４に伝達する。高優先タスク４２０は、メモリ２６に格納されたベースインピーダンスＺＢＡＳＥを処理し、そしてベースインピーダンスＺＢＡＳＥからの平均組織インピーダンスＺＡＶＥの偏差を時間の関数（例えば、ｄｚ／ｄｔ波形）として連続的に監視する。高優先タスク４２０は、これらの偏差を閾値インピーダンス値ＺＭＡＸと比較し、そして閾値ＺＭＡＸに違反する平均インピーダンスＺＡＶＥの増加に反対に作用するように、発電機２０の出力電力を自動的に調節する。すなわち、サンプル時間枠にわたる平均組織インピーダンスＺＡＶＥの上昇が閾値ＺＭＡＸを超える場合、発電機２０の出力電力は、制御器２４により低下させられる。ある実施形態において、閾値インピーダンス値ＺＭＡＸは、いくらかの時間にわたる平均インピーダンスＺＡＶＥの変化（例えば、７秒間にわたる２０Ωの平均変化）を検出することにより決定され得、そしてこの平均インピーダンスＺＡＶＥの変化を、メモリ２６に格納されたベースインピーダンス値ＺＢＡＳＥと比較する。
図６Ｂは、閾値インピーダンス値ＺＭＡＸを超える平均組織インピーダンスＺＡＶＥの検出された上昇に基づく、自動的な電力調節のための、外側ループ制御モジュール４０４により制御される高優先タスク４２０を示す。高優先タスク４２０は、通常優先タスク４１０の上に重ねられ、そして通常優先タスク４１０と同時に実行される。具体的には、外側ループ制御モジュール４０４は、高優先タスク４２０を利用して、平均組織インピーダンスを時間の関数（例えば、ｄｚ／ｄｔ波形）として連続的に監視する。平均組織インピーダンスは、かなり短期間の時間（例えば、０．０５秒間）にわたりサンプリングされる平均ピークインピーダンスＺＰＥＡＫであり得る。ピークインピーダンスＺＰＥＡＫの上昇が、ベースインピーダンスＺＢＡＳＥより高い所定のインピーダンス値ΔＰ（例えば、見かけ上２０Ω）を超えるかまたは等しい場合、制御器２４は、第五の調節ΔＰ５を行って、出力される電力を低下させる。
ある実施形態において、ベースインピーダンスＺＢＡＳＥが決定される発電機２０の出力レベル、インピーダンス値ΔＰ、および第五の調節ΔＰ５は、以下により詳細に議論されるように、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して、ユーザにより予め決定され得る。
ある実施形態において、高優先タスク４２０はまた、通常優先タスク４１０と同じ優先度を有する状態機械４２１として構成され得る。通常優先タスク４１０もまた、状態機械として構成され得る。状態機械４２１は、ＲＦエネルギーの送達を制御して、増加するインピーダンスの異なる傾向および割合に適合するように反応する。組織へのＲＦエネルギーの適用中に、組織内に貯蔵された水が気泡を形成すると考えられる。エネルギーが適用されるにつれて、水が液体状態と気体状態（例えば、気泡形成）との間で移行し、そして気泡場が形成されるにつれて、平衡が確立される。エネルギーが組織に連続的に適用されるので、この平衡はより多くの気泡を形成する方に移動し、その結果、水が蒸発し、乾燥が起こる。
気泡場の形成は、インピーダンスに影響を与える。すなわち、インピーダンスは、気泡の増加と比例して上昇する。気泡形成は、組織の最も低いインピーダンスの点で起こることが公知である。上で議論されたように、最大の伝導率を達成するために、可能な限り低いインピーダンスを維持することが望ましい（伝導率は、インピーダンスに反比例する）。気泡形成の防止は、気泡場をつぶすことにより達成され得ることがさらに考えられる。より具体的には、気泡場に途切れを引き起こすと気泡場がつぶれ、これによって、水分を分散し、そして平衡をリセットする。このことは、気泡場のさらなる形成を可能にし、これはまた、組織のインピーダンスを別の最小にリセットし、組織の伝導率をさらに最大にする。
１つの実施形態において、気泡場の形成は、インピーダンスの傾向を監視することにより決定される。インピーダンスの傾向は、測定されたインピーダンスに基づいて計算され、次いで、所定のインピーダンス傾向と比較される。計算されたインピーダンス傾向と所定のインピーダンス傾向との比較に基づいて、システム４００は、気泡場を途切れさせるようにＲＦ出力を調節し、これによって、最小インピーダンスをさらに低下させ、そして組織の伝導率を最大にすることを試みる。
インピーダンス傾向の適合のために状態機械４２１により実行される例示的な方法が、図６Ｃに図示されている。状態機械４２１はまた、図６Ｄに図示される高優先タスク４２０の工程を組み込み得る。これらの工程は、起こり得る、そして連続的な電力増加およびインピーダンス上昇を引き起こす「ランナウェイ」状態を防止するように適合される。状態機械４２１は、通常優先タスク４１０と同時に実行され、そして測定されたインピーダンス値を連続的に得て、インピーダンス傾向を決定する。これらのインピーダンス傾向は、所定の時間にわたるインピーダンス値（Ｚａｖｇ）を平均すること、またはインピーダンスの変化（ΔＺ）により、組織インピーダンスの傾斜として計算され得る。別の実施形態において、インピーダンス傾向は、上で議論された様式で得られる、インピーダンスの変化の割合（ｄｚ／ｄｔ）に基づいて決定され得る。
次いで、計算されたインピーダンス傾向は、計算された傾向を、複数の所定のインピーダンス傾向値と比較することにより、カテゴリー分類される。１つの実施形態において、システム４００は、複数のインピーダンス傾向値を格納し得、これらの値は、高い割合のインピーダンス増加、中程度の割合のインピーダンス増加、低い割合のインピーダンス増加、および最小または負の割合のインピーダンス傾向に対応する。これは、計算されたインピーダンス傾向が第一の閾値と第二の閾値との間にあり、計算されたインピーダンス傾向が最小の種類のものと決定されるように、複数の閾値をシステム４００に格納することにより達成され得る。計算された傾向が第二の閾値と第三の閾値との間である場合、そのインピーダンス傾向は、低い割合のインピーダンス増加であると決定される、などである。従って、各所定のインピーダンス傾向は、少なくとも２つの閾値インピーダンス傾向値により規定され得る。インピーダンス割合のサンプリングは、１秒間あたり約２回〜１秒間あたり約１０回行われ得る。
上で議論されたように、インピーダンス傾向は、気泡場の形成の程度の指標である。換言すれば、インピーダンス増加の割合は、気泡場の形成の程度に比例する。従って、高い割合のインピーダンスは、迅速な気泡の形成を示し、そして低い割合のインピーダンスは、より遅い気泡の形成を示す。システム４００は、気泡形成の程度を、インピーダンス傾向に基づいて決定し、そして適切なＲＦ調節を選択して、より低い最低インピーダンスに達することを試みて、気泡形成をつぶす。
各所定のインピーダンス傾向閾値について、システム４００は、気泡場をつぶすために適切な対応するＲＦ調節を含む。ＲＦ調節は、ＲＦエネルギーの停止、ＲＦエネルギーの減少または増加、ならびに所定の期間および振幅の１つ以上のパルスを含む。低い割合のインピーダンスが検出される場合、これは、より遅い気泡の形成を示し、インピーダンス変動の電力目標設定のために、有限の刺激で充分である。
ある実施形態において、外側ループ制御モジュール４０４は、低優先タスク４３０を利用して、発電機２０により出力される電力を停止させて所定の組織処置を終了する時点を決定し得る。低優先タスク４３０は、発電機２０により（例えば、鉗子１０を介して）適用されるエネルギーと、組織部位から消失するエネルギーとの間に平衡が存在するという決定に基づく。低優先タスク４３０は、平均組織インピーダンスがその維持可能な最低レベルに達したか否か、およびかなりの期間にわたって有意な変化なしでそのレベルを維持するか否かを決定し得る。
図６Ｄを参照しながら、低優先タスク４３０が通常優先タスク４１０の上に重ねられ、そして通常優先タスク４１０と同時に実行されることが、以下に議論される。外側ループ制御モジュール４０４は、低優先タスク４３０を利用して、平均組織インピーダンスを時間の関数として（例えば、所定の手順の持続時間にわたって）連続的に監視する。具体的には、制御器２４は、センサモジュール２２から、現在の平均組織インピーダンス値ＺＡＶＥｎを連続的に受信する。現在の平均組織インピーダンス値ＺＡＶＥｎを処理する際に、低優先タスク４３０は、現在の組織インピーダンス値ＺＡＶＥｎを、低優先タスク４３０を介して前の反復からメモリ２６に格納された履歴組織インピーダンス値ＺＡＶＥｎ−１と比較する。その後、現在の平均組織インピーダンス値ＺＡＶＥｎは、メモリ２６に、履歴組織インピーダンス値ＺＡＶＥｎ−１として格納される。動作中に、発電機２０の作動後の第四の遅延「ｔ４」の終了の後に、低優先タスク４３０は、平均組織インピーダンスを特定の基準について監視する。この基準は、所定の処置が完了し、従って、電力出力が停止され得ることを示し得る。本開示の特定の実施形態において、この基準は、現在の組織インピーダンス値ＺＡＶＥｎが、発電機２０が作動した後の第五の時間遅延「ｔ５」の持続時間にわたって、メモリ２６に格納された履歴組織インピーダンス値ＺＡＶＥｎ−１と実質的に等しいことを決定することを包含し得る。これに応答して、発電機２０は、第六の時間遅延「ｔ６」の持続時間にわたって、電力を出力し続け得る。時間遅延ｔ６の後に、発電機２０は「オフ」にされ、そしてこの手順は停止される。低優先タスク４３０の特定の実施形態において、出力される電力は、第五の時間遅延ｔ５の終了時に制御器２４により即座に停止され得る。あるいは、出力は、ユーザにより（例えば、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して）、所定のレベルまで制御器２４により調節され得る。
ある実施形態において、時間遅延ｔ４、ｔ５、ｔ６の持続時間は、以下により詳細に議論されるように、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して、ユーザにより予め決定され得る。
本開示の実施形態によれば、インピーダンスの問合せは、単極反復フィルタリングを介して達成され得る。図７Ａは、ソフトウェアシステム５００を図示する。このソフトウェアシステムは、メモリ２６に埋め込まれており、そしてマイクロプロセッサ２５により実行される。このマイクロプロセッサは、通常優先タスク５１０、高優先タスク５２０、および低優先タスク５３０を利用して、時間の関数としての平均組織インピーダンスの変化に基づいて、発電機２０の出力を制御する。各タスク５１０、５２０、５３０は、複数の単極反復インピーダンスフィルタから受信された平均されたインピーダンスデータを処理する。これらのフィルタは、センサモジュール２２により送信された組織インピーダンスデータを連続的にフィルタリングし、そして／または平均する。
図示される実施形態において、８つのインピーダンスフィルタＺｆ１〜Ｚｆ８が、ソフトウェアシステム５００と組み合わせて使用される。インピーダンスフィルタＺｆ１〜Ｚｆ８の各々は、以下のデータ平均式（１）と共に使用するためにフォーマットされ得る：
（１） ＺｆＸｎ＝Ｚｉｎ×Ａ＋ＺｆＸｎ−１×Ｂ
ＡおよびＢは、時定数に関係し、そして発電機２０の入力制御を介して、各特定のインピーダンスフィルタＺｆＸについてユーザにより特定され得る。ＡおよびＢを計算する場合、以下の式が使用され得る：
Ｂ＝ｅ＾（−１／サンプル数）；
Ａ＝１−Ｂ。
サンプルの割合もまた、ユーザによって、サンプルの数を計算するために特定され得る。式（１）において、Ｚｉｎは、計算されたばかりの新しいインピーダンス値（例えば、ＺＲＭＳ）であり、そしてＺｆＸｎ−１は、Ｘにより特定されるフィルタ番号について、このループを通して前の反復からフィルタリングされたインピーダンスであり、そしてＺｆＸｎは、Ｘにより特定されるフィルタ番号について、新たにフィルタリングされたインピーダンス値である。
ここで図７Ｂを参照すると、通常優先タスク５１０は、３つの状態（すなわち、初期設定状態５５０、実行状態５６０、およびピーク状態５７０）から構成される。初期設定状態５５０中に、電気外科処置手順が（例えば、フットペダルまたはハンドスイッチの押下により）作動され、そしてホストプロセッサ（例えば、マイクロプロセッサ５）が、複数のインピーダンスフィルタＺｆ１〜Ｚｆ８を監視するために、ソフトウェア５００を起動させる。状態５５０の起動の際に、第一のタイマー「Ｔ１」が、初期設定状態５５０と同時に実行されるように初期設定される。以下にさらに詳細に議論されるように、第一のタイマーＴ１は、ユーザにより（例えば、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して）、ソフトウェアシステム５００が状態５５０の間を、最初の起動から複数のインピーダンスフィルタの問合せまで待つ時間量として、設定され得る。
一旦オンにされると、発電機２０は、電力のベースラインレベルＰＢＡＳＥで動作する。この電力のベースラインレベルＰＢＡＳＥにおいて、センサモジュール２２は、ベースラインインピーダンスＺＢＡＳＥを記録し、そしてこの値をメモリ２６への格納のために制御器２４に伝達する。一旦、ベースラインインピーダンスＺＢＡＳＥが記録されると、発電機２０により出力される電力は、制御器２４により初期レベルＰＩＮＩＴまで変化させられる。ユーザは、発電機２０により出力される電力が変化する割合、および発電機２０が変化させられ得る電力の最大レベルＰＭＡＸを（例えば、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して）特定することが可能であり得る。発電機２０により出力される電力は、第一のタイマーＴ１が終了するまで、またはＰＭＡＸに達するまでのいずれかで、制御器２４により変化させられる。
第一のタイマーＴ１の終了の際に、通常優先タスク５１０は、ベースラインインピーダンスＺＢＡＳＥをメモリ２６に、インピーダンス値Ｚｆ１ｎ−１として格納し、そして実行状態５６０に入る。一旦、実行状態５６０が初期設定されると、通常優先タスク５１０は、第二のタイマー「Ｔ２」を始動させる。この第二のタイマーは、実行状態５６０と同時に実行される。第二のタイマーＴ２は、ユーザによって（例えば、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して）、通常優先タスク５１０が実行状態５６０において、インピーダンスデータを平均するために複数のインピーダンスフィルタを問い合わせる前の動作する時間量として、予め決定され得る。
初期設定状態５５０から実行状態５６０に入る場合、ソフトウェアシステム５００は、現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ２ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎ−１との間の差を即座に計算し、そしてこの差を第一のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ１と比較する。第一のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ１は、前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎ−１から現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ２ｎまでの変化の量であり、これは、発電機２０により出力される電力の増加または減少を引き起こすための閾値である。インピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ１は、ユーザにより（例えば、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して）予め決定され得る。
現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ２ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎ−１との間の差がＺｄｅｌｔａ１以下である場合、制御器２４は、第一の調節Ｐ１を行って、発電機２０により出力される電力を増加させ、そして通常優先タスク５１０は、実行状態５６０に再び入る。実行状態５６０に再び入ると、ソフトウェアシステム５００は、第二のタイマーＴ２を再開させ、そして第二のタイマーが終了するまで待ち、その後、フィルタリングされたインピーダンスデータについてインピーダンスフィルタＺｆ１およびＺｆ２を問い合わせる。
現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ２ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎ−１との間の差がＺｄｅｌｔａ１より大きい場合、制御器２４は、第一の調節Ｐ２を行って、発電機２０により出力される電力を減少させ、そして通常優先タスク５１０は、ピーク状態５７０に入る。実行状態５７０に入ると、ソフトウェアシステム５００は、以下により詳細に議論されるように、第三のタイマー「Ｔ３」を始動させる。
ある実施形態において、第三のタイマーＴ３の持続時間、第一の電力調節Ｐ１および第二の電力調節Ｐ２の量は、以下により詳細に議論されるように、ユーザによって、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して、予め決定され得る。
実行状態５６０を出る際に、ソフトウェアシステム５００は、現在のフィルタリングされたインピーダンス値Ｚｆ１ｎをメモリ２６に、前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎ−１として格納し、そしてフィルタリングされたインピーダンスＺｆ３ｎをメモリ２６に、前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ３ｎ−１として格納する。すなわち、実行状態５６０を出る前に、実行状態５６０を通しての現在の反復中に決定された、現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎおよびＺｆ３ｎは、一旦、実行状態５６０に再び入ると（すなわち、一旦、実行状態５６０を通しての現在の反復がこの実行状態を通して前の反復になると）、それぞれ前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎ−１およびＺｆ３ｎ−１になる。
第三のタイマーＴ３は、ピーク状態５７０の初期設定と同時になるように、ピーク状態５７０と同時に実行されるように、ソフトウェアシステム５００により初期状態にされる。一旦、第三のタイマーＴ３が終了すると、ソフトウェアシステム５００は、現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ４ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ３ｎ−１との間の差を計算し、そしてこの差を、第二のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ２と比較する。第二のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ２は、前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ３ｎ−１から現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ４ｎまでの変化の量であり、これは、出力される電力の増加または減少を引き起こすための閾値である。
現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ４ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ３ｎ−１との間の差がＺｄｅｌｔａ２未満である場合、制御器２４は、第三の調節Ｐ３を行って、電力出力を減少させ、そして通常優先タスク５１０は、実行状態５６０に再び入り、そしてソフトウェアシステム５００は、第二のタイマーＴ２を再開させる。
現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ４ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ３ｎ−１との間の差がＺｄｅｌｔａ２以下である場合、制御器２４は、第四の調節Ｐ４を行って、電力出力を増加させ、そして通常優先タスク５１０は、実行状態５６０に再び入り、そしてソフトウェアシステム５００は、第二のタイマーＴ２を再開させる。
ある実施形態において、第二のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ２、ならびに第三の電力調節Ｐ３および第四の電力調節Ｐ４は、以下により詳細に議論されるように、ユーザによって、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して、予め決定され得る。
ピーク状態５７０を出る際に、ソフトウェアシステム５００は、現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎをメモリ２６に、前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ１ｎ−１として格納し、そして現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ３ｎをメモリ２６に、前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ３ｎ−１として格納する。
ある実施形態において、第一のタイマーＴ１、第二のタイマーＴ２、および第三のタイマーＴ３の持続時間、ならびに第一の電力調節Ｐ１および第二の電力調節Ｐ２の量は、以下により詳細に議論されるように、ユーザによって、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して、予め決定され得る。
ここで図７Ｃを参照すると、高優先タスク５２０は、通常優先タスク５１０の上に重ねられ、そして通常優先タスク５１０と同時に実行されて、所望の出力値または効果に達するために、発電機２０のさらなる制御を提供する。第四のタイマー「Ｔ４」は、高優先タスク５２０の初期設定と一致し、そして高優先タスク５２０と同時に実行されるように、ソフトウェア５００により初期設定される。一旦、第四のタイマーＴ４が終了すると、ソフトウェアシステム５００は、現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ６ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ５ｎ−１との間の差を計算し、そしてこの差を、第三のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ３と比較する。第三のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ３は、前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ５ｎ−１から現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ６ｎまでの変化の量であり、これは、電力出力の減少を引き起こすための閾値である。この様式で、第三のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ３は、閾値能力で動作して、起こり得る危険な状態（例えば、「ランナウェイ」状態）を防止し、そして連続した電力増加およびインピーダンス増加をもたらす。
現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ６ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ５ｎ−１との間の差がＺｄｅｌｔａ３以上である場合、制御器２４は、第五の調節Ｐ５を行って、電力出力を減少させ、そしてソフトウェアシステム５００は、高優先タスク５２０に再び入り、そして第四のタイマーＴ２を再開させる。
現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ６ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ５ｎ−１との間の差がＺｄｅｌｔａ３未満である場合、ソフトウェアシステム５００は通常優先タスク５１０に入る。従って、通常優先タスク５１０は、第三の参照インピーダンスＺｄｅｌｔａ３の閾値と等しくないか、または超えない場合に、高優先タスク５２０から入られるのみである。
ある実施形態において、第四のタイマーＴ４の持続時間、第三のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ３、ならびに第五の電力調節Ｐ５の量は、以下により詳細に議論されるように、ユーザによって、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して、予め決定され得る。
低優先タスク５３０は、通常優先タスク５１０の上に重ねられ、そして高優先タスク５２０と通常優先タスク５１０との両方と同時に実行されて、一旦、所望の出力値または効果が達成されると、その手順を終了させるように、発電機２０のさらなる制御を提供する。第五のタイマー「Ｔ５」は、処置手順の初期設定と一致するように（例えば、フットペダルまたはハンドスイッチの押下による）、そしてこの処置手順と同時に実行されるように、初期設定される。一旦、第五のタイマーＴ５が終了すると、ソフトウェアシステム５００は、所望の組織効果を示す特定のインピーダンス状態が第六のタイマー「Ｔ６」の持続時間にわたって存在するか否かを連続的に問合せ、そしてこのような基準に適合する場合、これに従って、電力出力を停止するためのプロセスを開始させる。具体的には、ソフトウェアシステム５００は、現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ８ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ７ｎ−１との間の差を計算し、そしてこの差を、第四のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ４と比較する。第四のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ４は、前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ７ｎ−１から現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ８ｎまでの変化の量であり、これは、第七のタイマー「Ｔ７」を開始させ、この第七のタイマーの終了は、発電機２０を遮断させ、そしてその手順を終結させる。
現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ８ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ７ｎ−１との間の差の絶対値が、第六のタイマーＴ６の持続時間についてのインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ３以下である場合、第七のタイマーＴ７が開始される。さらに、低優先タスク５３０の終結状態５３５が誘発されて、一旦、上で議論された状態が第六のタイマーＴ６の持続時間にわたって満足されると、発電機２０がどのように挙動するかをユーザが（例えば、発電機２０のユーザ入力を介して）予め決定することを可能にする、複数の選択肢を提供する。終結状態５３５に関してユーザが利用可能な選択肢としては、発電機２０が発電機２０の現在の出力レベルで第七のタイマーＴ７の持続時間にわたって動作することを可能にすること、発電機２０が第七のタイマーＴ７の持続時間にわたって動作する出力レベルを特定すること、および第七のタイマーＴ７が終了するまで低優先タスク５３０を続けることが挙げられる。
現在のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ８ｎと前のフィルタリングされたインピーダンスＺｆ７ｎ−１との間の差の絶対値が、第六のタイマーＴ６の持続時間についてのインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ３以下である場合、ソフトウェアシステム５００は、高優先タスク５２０および通常優先タスク５３０と同時に、低優先タスク５３０を実行し続ける。
ある実施形態において、第五のタイマーＴ５、第六のタイマーＴ６および第七のタイマーＴ７の持続時間、ならびに第四のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ４は、以下により詳細に議論されるように、ユーザによって、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して、予め決定され得る。
本開示の実施形態において、第八のタイマーＴ８は、ユーザにより（例えば、発電機２０のユーザ入力および／またはソフトウェアベースのユーザインターフェースを介して）、所定の手順における発電機２０の動作のための「マスター」タイマー（すなわち、手順全体の時間）として特定され得る。この構成において、発電機２０は、終結状態５３５に入ったか否かにかかわらず、手順タイマーＴ８の終了時に遮断される。
ここで図８を参照すると、本開示のソフトウェアシステム５００の実施形態と共に使用するためのソフトウェアベースのグラフィカルユーザインターフェース６００が示されている。インターフェース６００は、ソフトウェアシステム５００を介して発電機２０により出力される電力を制御するために、ユーザが（例えば、発電機２０のユーザ入力を介して）特定の値を提供することを可能にするための、複数の編集可能なパラメータを含み得る。インターフェース６００は、ユーザが本開示のソフトウェアシステム５００を試験および／または確認することを可能にする。具体的には、インターフェース６００は、図８に示されるように、通常優先インターフェース６１０、高優先インターフェース６２０、および低優先インターフェース６３０を含む、優先レベルおよび／またはタスクレベルにより組織化され得る。さらに、ユーザが種々の制御パラメータ（例えば、手順時間（例えば、第八のタイマーＴ８）、ならびにソフトウェアシステム５００により実行されるべきファイルパスおよび／またはファイルの位置など）を特定することを可能にするために、制御インターフェース６４０が提供され得る。
通常優先インターフェース６１０は、所定の手順中の通常優先タスク５１０の挙動を予め決定するための特定のパラメータを提供するために、ユーザにより編集されるように構成される。通常優先インターフェース６１０は、３つのサブインターフェース（すなわち、初期設定状態インターフェース６５０、実行状態インターフェース６６０、およびピーク状態インターフェース６７０）に分割され、それぞれ、通常優先タスク５１０の３つの状態５５０、５６０、および５７０と一致し得る。インターフェース６５０、６６０、および６７０は、所定の手順中の通常優先タスク５１０の挙動をさらに予め決定するための特定のパラメータを提供するように、ユーザにより編集され得る。
ここでインターフェース６５０を参照すると、ユーザは、通常優先タスク５１０の初期設定状態５５０に関連するパラメータ（例えば、第一のタイマーＴ１の持続時間、ならびにＰＢＡＳＥ、ＰＩＮＩＴ、ＰＲＡＴＥ、およびＰＭＡＸの電力レベル）を特定することが可能であり得る。インターフェース６６０を参照すると、ユーザは、通常優先タスク５１０の実行状態５６０に関連するパラメータ（例えば、第二のタイマーＴ２の持続時間、第一のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ１、ならびに第一の電力調節Ｐ１および第二の電力調節Ｐ２の量）を特定することが可能であり得る。インターフェース６７０を参照すると、ユーザは、通常優先タスク５１０のピーク状態５７０に関連するパラメータ（例えば、第三のタイマーＴ３の持続時間、第二のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ２、ならびに第三の電力調節Ｐ３および第四の電力調節Ｐ４の量）を特定することが可能であり得る。
高優先インターフェース６２０は、所定の手順中の高優先タスク５２０の挙動を予め決定するための特定のパラメータを提供するために、ユーザにより編集されるように構成される。具体的には、ユーザは、第四のタイマーＴ４の持続時間、第三のインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ３、および第五の電力調節Ｐ５などのパラメータを特定することが可能であり得る。
低優先インターフェース６３０は、所定の手順中の低優先タスク５３０の挙動を予め決定するための特定のパラメータを提供するために、ユーザにより編集されるように構成される。具体的には、ユーザは、第五のタイマーＴ５、第六のタイマーＴ６、および第七のタイマーＴ７の持続時間、ならびにインピーダンス参照Ｚｄｅｌｔａ４などのパラメータを特定することが可能であり得る。さらに、低優先タスク５３０の終結状態５３５に関して、ユーザは、多数の選択肢（明白には図示せず）から選択して、一旦、終結状態５３５に入ると、第七のタイマーＴ７の持続時間にわたって発電機２０がどのように挙動するか（例えば、第七のタイマーＴ７の終了の際に現在の出力レベルを通信する、所定の出力レベルに調節する、遮断される、など）を選択することが可能であり得る。
本開示の数個の実施形態が、図面に示され、そして／または本明細書中で議論されたが、本開示は、当該分野が可能にする程度まで範囲が広いこと、および本明細書はそのように読まれることが意図されるので、本開示は、これらの実施形態に限定されることを意図されない。従って、上記説明は、限定と解釈されるべきではなく、単に、特定の実施形態の例示と解釈されるべきである。当業者は、添付の特許請求の範囲の趣旨および範囲内で、他の改変を想定する。

Claims (6)

  1. 組織に適用されるエネルギーを出力するように構成された無線周波数出力；
    少なくとも１つの組織特性を検出するように構成されたセンサモジュール；
    実行可能な命令として実装される少なくとも２つの状態を格納するように構成されたメモリであって、該少なくとも２つの状態は、組織に適用されるエネルギーを制御するために構成される、メモリ；および
    制御器であって、該制御器は、第一の状態で該組織にエネルギーを適用するように、該無線周波数出力に信号を送るように構成されており、該第一の状態中に、該制御器は、該無線周波数出力の電力出力を調節して、ピーク組織コンダクタンスを少なくとも１つの検出された組織特性の関数として連続的に達成し、該制御器は、第二の状態中に、気泡場形成を示す少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を監視するようにさらに構成されており、該第二の状態は、該第一の状態と同時に実行され、該第二の状態中に、該制御器は、該少なくとも１つの検出された組織特性の傾向に基づいて、該気泡場をつぶすように、該気泡場を途切れさせるように構成されている、制御器、
    を備える、電気外科発電機。
  2. 前記制御器が、前記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を、平均インピーダンスまたはインピーダンスの変化と、所定の時間との関数として計算するようにさらに構成されている、請求項１に記載の発電機。
  3. 前記制御器が、前記少なくとも１つの検出された組織特性の傾向を、インピーダンスの変化の割合の関数として計算するようにさらに構成されている、請求項１に記載の発電機。
  4. 前記メモリが、複数の所定のインピーダンス傾向を格納し、そして前記制御器が、前記少なくとも１つの検出された組織特性の計算された傾向を、該複数の所定のインピーダンス傾向と比較して、気泡場形成の程度を決定するようにさらに構成されている、請求項１に記載の発電機。
  5. 前記制御器が、前記計算された傾向の比較に基づいて、複数のエネルギー調節から少なくとも１つのエネルギー調節を選択するようにさらに構成されており、該複数のエネルギー調節の各々が、前記複数の所定のインピーダンス傾向の各々に関連している、請求項４に記載の発電機。
  6. 前記制御器が、前記選択されたエネルギー調節を前記無線周波数出力に信号として送って、該エネルギーが前記組織に適用されるようにさらに構成されており、該少なくとも１つのエネルギー調節が、前記気泡場を途切れさせるように構成されている、請求項５に記載の発電機。
JP2010004465A 2009-01-12 2010-01-12 エネルギー送達アルゴリズムインピーダンス傾向の適合 Expired - Fee Related JP5619428B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US12/351,960 US8162932B2 (en) 2009-01-12 2009-01-12 Energy delivery algorithm impedance trend adaptation
US12/351,960 2009-01-12

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2010158525A true JP2010158525A (ja) 2010-07-22
JP5619428B2 JP5619428B2 (ja) 2014-11-05

Family

ID=42153729

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2010004465A Expired - Fee Related JP5619428B2 (ja) 2009-01-12 2010-01-12 エネルギー送達アルゴリズムインピーダンス傾向の適合

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8162932B2 (ja)
EP (1) EP2213256B1 (ja)
JP (1) JP5619428B2 (ja)
AU (1) AU2010200116B2 (ja)
CA (1) CA2689904A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2013111332A (ja) * 2011-11-30 2013-06-10 Fukuda Denshi Co Ltd 焼灼状態通知装置
JP2019501719A (ja) * 2015-12-30 2019-01-24 オリンパス・ウィンター・アンド・イベ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング 高周波交流電流を生成するための電気外科手術システム

Families Citing this family (56)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7137980B2 (en) 1998-10-23 2006-11-21 Sherwood Services Ag Method and system for controlling output of RF medical generator
US7044948B2 (en) 2002-12-10 2006-05-16 Sherwood Services Ag Circuit for controlling arc energy from an electrosurgical generator
US7722601B2 (en) 2003-05-01 2010-05-25 Covidien Ag Method and system for programming and controlling an electrosurgical generator system
EP1676108B1 (en) 2003-10-23 2017-05-24 Covidien AG Thermocouple measurement circuit
US7396336B2 (en) 2003-10-30 2008-07-08 Sherwood Services Ag Switched resonant ultrasonic power amplifier system
US7947039B2 (en) 2005-12-12 2011-05-24 Covidien Ag Laparoscopic apparatus for performing electrosurgical procedures
CA2574934C (en) 2006-01-24 2015-12-29 Sherwood Services Ag System and method for closed loop monitoring of monopolar electrosurgical apparatus
US7651492B2 (en) 2006-04-24 2010-01-26 Covidien Ag Arc based adaptive control system for an electrosurgical unit
EP3395409B1 (en) 2006-06-28 2022-08-31 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. Systems for thermally-induced renal neuromodulation
US7794457B2 (en) 2006-09-28 2010-09-14 Covidien Ag Transformer for RF voltage sensing
US8409186B2 (en) 2008-03-13 2013-04-02 Covidien Lp Crest factor enhancement in electrosurgical generators
US8257349B2 (en) 2008-03-28 2012-09-04 Tyco Healthcare Group Lp Electrosurgical apparatus with predictive RF source control
US8403924B2 (en) 2008-09-03 2013-03-26 Vivant Medical, Inc. Shielding for an isolation apparatus used in a microwave generator
US8377053B2 (en) 2008-09-05 2013-02-19 Covidien Lp Electrosurgical apparatus with high speed energy recovery
US8287529B2 (en) 2008-09-05 2012-10-16 Tyco Healthcare Group Lp Electrosurgical apparatus with high speed energy recovery
US8262652B2 (en) 2009-01-12 2012-09-11 Tyco Healthcare Group Lp Imaginary impedance process monitoring and intelligent shut-off
US9522039B2 (en) 2009-03-11 2016-12-20 Covidien Lp Crest factor enhancement in electrosurgical generators
US8932282B2 (en) * 2009-08-03 2015-01-13 Covidien Lp Power level transitioning in a surgical instrument
US8377054B2 (en) * 2009-09-24 2013-02-19 Covidien Lp Automatic control circuit for use in an electrosurgical generator
US8685015B2 (en) * 2009-09-24 2014-04-01 Covidien Lp System and method for multi-pole phase-shifted radio frequency application
US8610501B2 (en) 2009-11-16 2013-12-17 Covidien Lp Class resonant-H electrosurgical generators
US10039588B2 (en) * 2009-12-16 2018-08-07 Covidien Lp System and method for tissue sealing
US8454590B2 (en) * 2010-02-26 2013-06-04 Covidien Lp Enhanced lossless current sense circuit
US8668690B2 (en) 2010-06-03 2014-03-11 Covidien Lp Apparatus and method for optimal tissue separation
US8636730B2 (en) * 2010-07-12 2014-01-28 Covidien Lp Polarity control of electrosurgical generator
CN103313671B (zh) 2010-10-25 2017-06-06 美敦力Af卢森堡有限责任公司 用于神经调节治疗的估算及反馈的装置、系统及方法
US9737353B2 (en) 2010-12-16 2017-08-22 Biosense Webster (Israel) Ltd. System for controlling tissue ablation using temperature sensors
US9539050B2 (en) 2011-04-12 2017-01-10 Covidien Lp System and method for process monitoring and intelligent shut-off
PL2520241T3 (pl) 2011-05-03 2017-02-28 Erbe Elektromedizin Gmbh Urządzenie do łączenia tkanek lub koagulacji poprzez regulowane napięciem oddziaływanie elektryczne, zależne od rezystancji tkanek
PL2520240T3 (pl) * 2011-05-03 2017-05-31 Erbe Elektromedizin Gmbh Urządzenie do łączenia lub koagulacji tkanek przez elektryczne oddziaływanie z ujemną impedancją źródła
US9033973B2 (en) 2011-08-30 2015-05-19 Covidien Lp System and method for DC tissue impedance sensing
US9480523B2 (en) * 2012-01-27 2016-11-01 Covidien Lp Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation
US9037447B2 (en) * 2012-01-27 2015-05-19 Covidien Lp Systems and methods for phase predictive impedance loss model calibration and compensation
US9283028B2 (en) * 2013-03-15 2016-03-15 Covidien Lp Crest-factor control of phase-shifted inverter
US9498276B2 (en) * 2013-03-15 2016-11-22 Covidien Lp Systems and methods for narrowband real impedance control in electrosurgery
US9872719B2 (en) 2013-07-24 2018-01-23 Covidien Lp Systems and methods for generating electrosurgical energy using a multistage power converter
US9655670B2 (en) 2013-07-29 2017-05-23 Covidien Lp Systems and methods for measuring tissue impedance through an electrosurgical cable
US10433902B2 (en) 2013-10-23 2019-10-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Current control methods and systems
US10610292B2 (en) 2014-04-25 2020-04-07 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Devices, systems, and methods for monitoring and/or controlling deployment of a neuromodulation element within a body lumen and related technology
DE102014115868A1 (de) * 2014-10-31 2016-05-04 Aesculap Ag Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines Behandlungsvorgangs
WO2016070009A1 (en) 2014-10-31 2016-05-06 Medtronic Advanced Energy Llc Power monitoring circuitry and method for reducing leakage current in rf generators
WO2017136548A1 (en) 2016-02-04 2017-08-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Delivery system with force sensor for leadless cardiac device
EP3280225B1 (en) 2016-08-05 2020-10-07 NXP USA, Inc. Defrosting apparatus with lumped inductive matching network and methods of operation thereof
EP3280224A1 (en) 2016-08-05 2018-02-07 NXP USA, Inc. Apparatus and methods for detecting defrosting operation completion
US10917948B2 (en) 2017-11-07 2021-02-09 Nxp Usa, Inc. Apparatus and methods for defrosting operations in an RF heating system
US10771036B2 (en) 2017-11-17 2020-09-08 Nxp Usa, Inc. RF heating system with phase detection for impedance network tuning
US10785834B2 (en) 2017-12-15 2020-09-22 Nxp Usa, Inc. Radio frequency heating and defrosting apparatus with in-cavity shunt capacitor
EP3503679B1 (en) 2017-12-20 2022-07-20 NXP USA, Inc. Defrosting apparatus and methods of operation thereof
EP3547801B1 (en) 2018-03-29 2022-06-08 NXP USA, Inc. Defrosting apparatus and methods of operation thereof
US10952289B2 (en) 2018-09-10 2021-03-16 Nxp Usa, Inc. Defrosting apparatus with mass estimation and methods of operation thereof
US11800608B2 (en) 2018-09-14 2023-10-24 Nxp Usa, Inc. Defrosting apparatus with arc detection and methods of operation thereof
US11166352B2 (en) 2018-12-19 2021-11-02 Nxp Usa, Inc. Method for performing a defrosting operation using a defrosting apparatus
US11039511B2 (en) 2018-12-21 2021-06-15 Nxp Usa, Inc. Defrosting apparatus with two-factor mass estimation and methods of operation thereof
AU2020267650B2 (en) 2019-05-09 2023-09-21 GYRUS ACMI, INC., d/b/a Olympus Surgical Technologies America Electrosurgical systems and methods
US11903633B2 (en) * 2020-12-30 2024-02-20 Avent, Inc. Radiofrequency probe, system, and method for adaptive multivariate control of an ablation procedure
CN114831725B (zh) * 2022-05-05 2024-01-26 以诺康医疗科技（苏州）有限公司 一种电外科发生器、电外科系统及其控制方法

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0910223A (ja) * 1995-06-23 1997-01-14 Gyrus Medical Ltd 電気手術用のジェネレータ及びシステム
WO2003047446A1 (en) * 2001-11-30 2003-06-12 Medtronic,Inc. Feedback system for rf ablation by means of a virtual electrode and cooling protection, method therefor
JP2004329930A (ja) * 2003-05-01 2004-11-25 Sherwood Services Ag Ｒｆ医療用発生器の出力を制御するための方法およびシステム
US20050004567A1 (en) * 2002-08-21 2005-01-06 Daniel Steven A. Thermal coagulation of tissue during tissue resection
JP2007319684A (ja) * 2006-05-30 2007-12-13 Sherwood Services Ag 細胞の蒸発の前に、組織加熱速度を制御するためのシステムおよび方法
WO2008003058A2 (en) * 2006-06-28 2008-01-03 Ardian, Inc. Methods and systems for thermally-induced renal neuromodulation
WO2008011575A1 (en) * 2006-07-20 2008-01-24 Medtronic, Inc. Transmural ablation systems and methods
WO2008070562A1 (en) * 2006-12-06 2008-06-12 Boston Scientific Limited Tissue ablation using pulse modulated radio frequency energy

Family Cites Families (83)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE179607C (ja) 1906-11-12
DE390937C (de) 1922-10-13 1924-03-03 Adolf Erb Vorrichtung zur Innenbeheizung von Wannenoefen zum Haerten, Anlassen, Gluehen, Vergueten und Schmelzen
GB607850A (en) 1946-04-01 1948-09-06 William George Curwain Electric connectors
GB702510A (en) 1951-03-24 1954-01-20 Foxboro Co Improvements in temperature responsive instruments
GB855459A (en) 1958-04-11 1960-11-30 Keeler Optical Products Ltd Improvements in or relating to electro-surgical apparatus
DE1099658B (de) 1959-04-29 1961-02-16 Siemens Reiniger Werke Ag Selbsttaetige Einschaltvorrichtung fuer Hochfrequenzchirurgiegeraete
GB902775A (en) 1959-05-16 1962-08-09 Kathleen Zilla Rumble Improvements in or relating to electrical plugs
FR1275415A (fr) 1960-09-26 1961-11-10 Dispositif détecteur de perturbations pour installations électriques, notamment d'électrochirurgie
DE1139927B (de) 1961-01-03 1962-11-22 Friedrich Laber Hochfrequenz-Chirurgiegeraet
DE1149832C2 (de) 1961-02-25 1977-10-13 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Hochfrequenz-chirurgieapparat
FR1347865A (fr) 1962-11-22 1964-01-04 Perfectionnements aux appareils de diathermo-coagulation
DE1439302B2 (de) 1963-10-26 1971-05-19 Siemens AG, 1000 Berlin u 8000 München Hochfrequenz Chirurgiegerat
GB1480736A (en) 1973-08-23 1977-07-20 Matburn Ltd Electrodiathermy apparatus
DE2455174A1 (de) 1973-11-21 1975-05-22 Termiflex Corp Ein/ausgabegeraet zum datenaustausch mit datenverarbeitungseinrichtungen
DE2407559C3 (de) 1974-02-16 1982-01-21 Dornier System Gmbh, 7990 Friedrichshafen Wärmesonde
US4237887A (en) 1975-01-23 1980-12-09 Valleylab, Inc. Electrosurgical device
DE2504280C3 (de) 1975-02-01 1980-08-28 Hans Heinrich Prof. Dr. 8035 Gauting Meinke Vorrichtung zum Schneiden und/oder Koagulieren menschlichen Gewebes mit Hochfrequenzstrom
CA1064581A (en) 1975-06-02 1979-10-16 Stephen W. Andrews Pulse control circuit and method for electrosurgical units
DE2540968C2 (de) 1975-09-13 1982-12-30 Erbe Elektromedizin GmbH, 7400 Tübingen Einrichtung zum Einschalten des Koagulationsstroms einer bipolaren Koagulationspinzette
US4094320A (en) 1976-09-09 1978-06-13 Valleylab, Inc. Electrosurgical safety circuit and method of using same
FR2390968A1 (fr) 1977-05-16 1978-12-15 Skovajsa Joseph Dispositif de traitement local d'un patient, notamment pour acupuncture ou auriculotherapie
SU727201A2 (ru) 1977-11-02 1980-04-15 Киевский Научно-Исследовательский Институт Нейрохирургии Электрохирургический аппарат
US4200104A (en) 1977-11-17 1980-04-29 Valleylab, Inc. Contact area measurement apparatus for use in electrosurgery
DE2803275C3 (de) 1978-01-26 1980-09-25 Aesculap-Werke Ag Vormals Jetter & Scheerer, 7200 Tuttlingen Fernschalteinrichtung zum Schalten eines monopolaren HF-Chirurgiegerätes
DE2823291A1 (de) 1978-05-27 1979-11-29 Rainer Ing Grad Koch Schaltung zur automatischen einschaltung des hochfrequenzstromes von hochfrequenz-koagulationsgeraeten
DE2946728A1 (de) 1979-11-20 1981-05-27 Erbe Elektromedizin GmbH & Co KG, 7400 Tübingen Hochfrequenz-chirurgiegeraet
JPS5778844A (en) 1980-11-04 1982-05-17 Kogyo Gijutsuin Lasre knife
DE3045996A1 (de) 1980-12-05 1982-07-08 Medic Eschmann Handelsgesellschaft für medizinische Instrumente mbH, 2000 Hamburg Elektro-chirurgiegeraet
FR2502935B1 (fr) 1981-03-31 1985-10-04 Dolley Roger Procede et dispositif de controle de la coagulation de tissus a l'aide d'un courant a haute frequence
DE3120102A1 (de) 1981-05-20 1982-12-09 F.L. Fischer GmbH & Co, 7800 Freiburg Anordnung zur hochfrequenzkoagulation von eiweiss fuer chirurgische zwecke
FR2517953A1 (fr) 1981-12-10 1983-06-17 Alvar Electronic Appareil diaphanometre et son procede d'utilisation
US4727874A (en) 1984-09-10 1988-03-01 C. R. Bard, Inc. Electrosurgical generator with high-frequency pulse width modulated feedback power control
FR2573301B3 (fr) 1984-11-16 1987-04-30 Lamidey Gilles Pince chirurgicale et son appareillage de commande et de controle
DE3510586A1 (de) 1985-03-23 1986-10-02 Erbe Elektromedizin GmbH, 7400 Tübingen Kontrolleinrichtung fuer ein hochfrequenz-chirurgiegeraet
DE3604823C2 (de) 1986-02-15 1995-06-01 Lindenmeier Heinz Hochfrequenzgenerator mit automatischer Leistungsregelung für die Hochfrequenzchirurgie
EP0246350A1 (de) 1986-05-23 1987-11-25 Erbe Elektromedizin GmbH. Koagulationselektrode
US4931047A (en) 1987-09-30 1990-06-05 Cavitron, Inc. Method and apparatus for providing enhanced tissue fragmentation and/or hemostasis
GB8801177D0 (en) 1988-01-20 1988-02-17 Goble N M Diathermy unit
EP0325456B1 (en) 1988-01-20 1995-12-27 G2 Design Limited Diathermy unit
DE3900937A1 (de) 1988-01-29 1989-08-10 Zahnradfabrik Friedrichshafen Hilfskraftlenkung mit stufenlos verstellbaren anschlaegen
US5588432A (en) 1988-03-21 1996-12-31 Boston Scientific Corporation Catheters for imaging, sensing electrical potentials, and ablating tissue
DE3904558C2 (de) 1989-02-15 1997-09-18 Lindenmeier Heinz Automatisch leistungsgeregelter Hochfrequenzgenerator für die Hochfrequenz-Chirurgie
DE58908600D1 (de) 1989-04-01 1994-12-08 Erbe Elektromedizin Einrichtung zur Überwachung der Applikation von Neutralelektroden bei der Hochfrequenzchirurgie.
DE3942998C2 (de) 1989-12-27 1998-11-26 Delma Elektro Med App Elektrochirurgisches Hochfrequenzgerät
US6974453B2 (en) 1993-05-10 2005-12-13 Arthrocare Corporation Dual mode electrosurgical clamping probe and related methods
DE4205213A1 (de) 1992-02-20 1993-08-26 Delma Elektro Med App Hochfrequenzchirurgiegeraet
WO1994010922A1 (en) 1992-11-13 1994-05-26 Ep Technologies, Inc. Cardial ablation systems using temperature monitoring
US5348554A (en) 1992-12-01 1994-09-20 Cardiac Pathways Corporation Catheter for RF ablation with cooled electrode
DE4339049C2 (de) 1993-11-16 2001-06-28 Erbe Elektromedizin Einrichtung zur Konfiguration chirurgischer Systeme
US5540684A (en) 1994-07-28 1996-07-30 Hassler, Jr.; William L. Method and apparatus for electrosurgically treating tissue
US6409722B1 (en) 1998-07-07 2002-06-25 Medtronic, Inc. Apparatus and method for creating, maintaining, and controlling a virtual electrode used for the ablation of tissue
US6575969B1 (en) 1995-05-04 2003-06-10 Sherwood Services Ag Cool-tip radiofrequency thermosurgery electrode system for tumor ablation
US6632193B1 (en) 1995-06-07 2003-10-14 Arthrocare Corporation Systems and methods for electrosurgical tissue treatment
US6322558B1 (en) 1995-06-09 2001-11-27 Engineering & Research Associates, Inc. Apparatus and method for predicting ablation depth
BR9609421A (pt) 1995-06-23 1999-05-18 Gyrus Medical Ltd Instrumento eletrocirúrgico
US6186147B1 (en) 1996-05-30 2001-02-13 Nuvotek Limited Method for electrosurgical tissue cutting and coagulation
US5931836A (en) 1996-07-29 1999-08-03 Olympus Optical Co., Ltd. Electrosurgery apparatus and medical apparatus combined with the same
DE19643127A1 (de) 1996-10-18 1998-04-23 Berchtold Gmbh & Co Geb Hochfrequenzchirurgiegerät und Verfahren zu dessen Betrieb
GB9626512D0 (en) 1996-12-20 1997-02-05 Gyrus Medical Ltd An improved electrosurgical generator and system
US6033399A (en) 1997-04-09 2000-03-07 Valleylab, Inc. Electrosurgical generator with adaptive power control
DE19717411A1 (de) 1997-04-25 1998-11-05 Aesculap Ag & Co Kg Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung der thermischen Belastung des Gewebes eines Patienten
US5838558A (en) 1997-05-19 1998-11-17 Trw Inc. Phase staggered full-bridge converter with soft-PWM switching
US5954717A (en) 1997-09-25 1999-09-21 Radiotherapeutics Corporation Method and system for heating solid tissue
US6293941B1 (en) 1997-10-06 2001-09-25 Somnus Medical Technologies, Inc. Method and apparatus for impedance measurement in a multi-channel electro-surgical generator
US6080149A (en) 1998-01-09 2000-06-27 Radiotherapeutics, Corporation Method and apparatus for monitoring solid tissue heating
US6974463B2 (en) 1999-02-09 2005-12-13 Innercool Therapies, Inc. System and method for patient temperature control employing temperature projection algorithm
US6620189B1 (en) 2000-02-28 2003-09-16 Radiant Medical, Inc. Method and system for control of a patient's body temperature by way of a transluminally insertable heat exchange catheter
DE19848540A1 (de) 1998-10-21 2000-05-25 Reinhard Kalfhaus Schaltungsanordnung und Verfahren zum Betreiben eines Wechselrichters
US20040167508A1 (en) 2002-02-11 2004-08-26 Robert Wham Vessel sealing system
US6203541B1 (en) 1999-04-23 2001-03-20 Sherwood Services Ag Automatic activation of electrosurgical generator bipolar output
US6696844B2 (en) 1999-06-04 2004-02-24 Engineering & Research Associates, Inc. Apparatus and method for real time determination of materials' electrical properties
GB0002607D0 (en) 2000-02-05 2000-03-29 Smiths Industries Plc Cable testing
US6413256B1 (en) 2000-08-01 2002-07-02 Csaba Truckai Voltage threshold ablation method and apparatus
US6730080B2 (en) 2000-08-23 2004-05-04 Olympus Corporation Electric operation apparatus
US6893435B2 (en) 2000-10-31 2005-05-17 Gyrus Medical Limited Electrosurgical system
US6843789B2 (en) 2000-10-31 2005-01-18 Gyrus Medical Limited Electrosurgical system
US6989010B2 (en) 2001-04-26 2006-01-24 Medtronic, Inc. Ablation system and method of use
US6733498B2 (en) 2002-02-19 2004-05-11 Live Tissue Connect, Inc. System and method for control of tissue welding
DE102004026179B4 (de) 2004-05-14 2009-01-22 Erbe Elektromedizin Gmbh Elektrochirurgisches Instrument
US8494493B2 (en) 2006-06-28 2013-07-23 Anthony G. Macaluso Mobile machine
US7799020B2 (en) 2006-10-02 2010-09-21 Conmed Corporation Near-instantaneous responsive closed loop control electrosurgical generator and method
US8496653B2 (en) 2007-04-23 2013-07-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Thrombus removal
US8226639B2 (en) * 2008-06-10 2012-07-24 Tyco Healthcare Group Lp System and method for output control of electrosurgical generator

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0910223A (ja) * 1995-06-23 1997-01-14 Gyrus Medical Ltd 電気手術用のジェネレータ及びシステム
WO2003047446A1 (en) * 2001-11-30 2003-06-12 Medtronic,Inc. Feedback system for rf ablation by means of a virtual electrode and cooling protection, method therefor
US20050004567A1 (en) * 2002-08-21 2005-01-06 Daniel Steven A. Thermal coagulation of tissue during tissue resection
JP2004329930A (ja) * 2003-05-01 2004-11-25 Sherwood Services Ag Ｒｆ医療用発生器の出力を制御するための方法およびシステム
JP2007319684A (ja) * 2006-05-30 2007-12-13 Sherwood Services Ag 細胞の蒸発の前に、組織加熱速度を制御するためのシステムおよび方法
WO2008003058A2 (en) * 2006-06-28 2008-01-03 Ardian, Inc. Methods and systems for thermally-induced renal neuromodulation
WO2008011575A1 (en) * 2006-07-20 2008-01-24 Medtronic, Inc. Transmural ablation systems and methods
WO2008070562A1 (en) * 2006-12-06 2008-06-12 Boston Scientific Limited Tissue ablation using pulse modulated radio frequency energy

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2013111332A (ja) * 2011-11-30 2013-06-10 Fukuda Denshi Co Ltd 焼灼状態通知装置
JP2019501719A (ja) * 2015-12-30 2019-01-24 オリンパス・ウィンター・アンド・イベ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング 高周波交流電流を生成するための電気外科手術システム

Also Published As

Publication number Publication date
AU2010200116B2 (en) 2013-11-14
EP2213256A1 (en) 2010-08-04
CA2689904A1 (en) 2010-07-12
EP2213256B1 (en) 2017-07-19
JP5619428B2 (ja) 2014-11-05
US8162932B2 (en) 2012-04-24
AU2010200116A1 (en) 2010-07-29
US20100179534A1 (en) 2010-07-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5619428B2 (ja) エネルギー送達アルゴリズムインピーダンス傾向の適合
JP5649106B2 (ja) 組織の電気伝導率対温度曲線上の固定点を維持することに基づく、医療デバイス用のエネルギー送達アルゴリズム
JP5537959B2 (ja) 医療デバイス用のエネルギー送達アルゴリズム
JP5675115B2 (ja) エネルギー送達アルゴリズムフィルタのプレロード
JP5680858B2 (ja) 医療デバイス用のエネルギー送達アルゴリズム
US8486061B2 (en) Imaginary impedance process monitoring and intelligent shut-off

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20121113

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20131018

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20131108

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20140418

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20140815

A911 Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911

Effective date: 20140822

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: 20140916

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20140917

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5619428

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees